JPH0450009B2 - - Google Patents
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Description
請求の範囲
１ 血中ガスパラメータを測定し同時に生物電気
的信号を検出する、被検者の皮膚表面あるいは被
検物に配設される電極装置であつて、 ハウジングと、 他方の電極と電気的に絶縁されて上記ハウジン
グ内に配設され少なくとも一の測定信号を発生す
るための少なくとも二つの電気化学的電極、及び
電解液を有する血中ガスパラメータ測定用の電気
化学的測定電極システムと、 上記電気化学的電極の前部にて上記電気化学的
電極と導電的に連通する電解液室を形成するよう
に上記電気化学的電極に関して配設され、皮膚表
面から血中ガスが拡散できるように皮膚表面に隣
接して配設される、血中ガスが透過可能な膜と、 生物電気的信号を検出するための生物電気的信
号検出用電極と、 上記測定信号及び上記生物電気的信号を伝送す
る伝送手段と、を有し、 上記生物電気的信号検出電極は、上記電気化学
的電極システムの上記電気化学的電極の一つによ
り構成され、上記膜は、上記膜によつて覆われる
第１部分と上記膜が皮膚表面に隣接して配置され
たとき導電的に連通するように上記膜によつて覆
われていない第２部分とに上記一つの電気化学的
電極を区分するように上記電気化学的電極に関し
て配設されることを特徴とする電極装置。
的信号を検出する、被検者の皮膚表面あるいは被
検物に配設される電極装置であつて、 ハウジングと、 他方の電極と電気的に絶縁されて上記ハウジン
グ内に配設され少なくとも一の測定信号を発生す
るための少なくとも二つの電気化学的電極、及び
電解液を有する血中ガスパラメータ測定用の電気
化学的測定電極システムと、 上記電気化学的電極の前部にて上記電気化学的
電極と導電的に連通する電解液室を形成するよう
に上記電気化学的電極に関して配設され、皮膚表
面から血中ガスが拡散できるように皮膚表面に隣
接して配設される、血中ガスが透過可能な膜と、 生物電気的信号を検出するための生物電気的信
号検出用電極と、 上記測定信号及び上記生物電気的信号を伝送す
る伝送手段と、を有し、 上記生物電気的信号検出電極は、上記電気化学
的電極システムの上記電気化学的電極の一つによ
り構成され、上記膜は、上記膜によつて覆われる
第１部分と上記膜が皮膚表面に隣接して配置され
たとき導電的に連通するように上記膜によつて覆
われていない第２部分とに上記一つの電気化学的
電極を区分するように上記電気化学的電極に関し
て配設されることを特徴とする電極装置。
２ 上記膜が皮膚表面に隣接して配設されたと
き、上記一つの電気化学的電極の上記第２部分が
皮膚表面と導電的に連通するように、上記一つの
電気化学的電極及び上記皮膚表面に電気的に接触
する導電性接触液を備えた、請求の範囲第１項に
記載の電極装置。
き、上記一つの電気化学的電極の上記第２部分が
皮膚表面と導電的に連通するように、上記一つの
電気化学的電極及び上記皮膚表面に電気的に接触
する導電性接触液を備えた、請求の範囲第１項に
記載の電極装置。
３ 上記一つの電気化学的電極の上記第２部分
は、上記一つの電気化学的電極の上記第１部分に
関して凹所となつている、請求の範囲第２項に記
載の電極装置。
は、上記一つの電気化学的電極の上記第１部分に
関して凹所となつている、請求の範囲第２項に記
載の電極装置。
４ 上記ハウジングを上記皮膚表面に固定するた
めの固定手段を備えた、請求の範囲第２項に記載
の電極装置。
めの固定手段を備えた、請求の範囲第２項に記載
の電極装置。
５ 上記固定手段は、上記膜とともに接触液室を
区画する上記ハウンジングを受承するため環状構
造の分離した固定構成部分からなる、請求の範囲
第４項に記載の電極装置。
区画する上記ハウンジングを受承するため環状構
造の分離した固定構成部分からなる、請求の範囲
第４項に記載の電極装置。
６ 上記電気化学的測定電極装置は、PH感応電
極、及び生物電気的信号測定電極をも構成する対
照電極を含む電位差電極システムを備えている、
請求の範囲第１項に記載の電極装置。
極、及び生物電気的信号測定電極をも構成する対
照電極を含む電位差電極システムを備えている、
請求の範囲第１項に記載の電極装置。
７ 上記対照電極は、銀及びPHガラスにて構成さ
れるPH感応電極である、請求の範囲第６項に記載
の電極装置。
れるPH感応電極である、請求の範囲第６項に記載
の電極装置。
８ 上記電気化学的測定電極システムは、カソー
ド、及び生物電気的信号測定電極をも構成するア
ノードを含むポーラログラフイ検出電極システム
を備えた、請求の範囲第１項に記載の電極装置。
ド、及び生物電気的信号測定電極をも構成するア
ノードを含むポーラログラフイ検出電極システム
を備えた、請求の範囲第１項に記載の電極装置。
９ 上記アノードは銀であり、上記カソードは貴
金属である、請求の範囲第８項に記載の電極装
置。
金属である、請求の範囲第８項に記載の電極装
置。
１０ 上記一つの電気化学的電極に関して電気的
に絶縁され、露出した表面部を有する、分離した
金属製本体により構成される第２の生物電気的信
号検出電極を備えた、請求の範囲第１項に記載の
電極装置。
に絶縁され、露出した表面部を有する、分離した
金属製本体により構成される第２の生物電気的信
号検出電極を備えた、請求の範囲第１項に記載の
電極装置。
１１ 上記金属製本体は、上記ハウジングの一部
である上記第２の生物電気的信号検出電極を構成
する、請求の範囲第１０項に記載の電極装置。
である上記第２の生物電気的信号検出電極を構成
する、請求の範囲第１０項に記載の電極装置。
１２ 対照電極とPH感応電極とを含む電位差電極
システムを備え、上記ポーラログラフイ電極シス
テムの上記銀アノードは上記電位差電極システム
の対照電極をさらに構成する、請求の範囲第９項
に記載の電極装置。
システムを備え、上記ポーラログラフイ電極シス
テムの上記銀アノードは上記電位差電極システム
の対照電極をさらに構成する、請求の範囲第９項
に記載の電極装置。
１３ 第１電極用ハウジングと、
他方の電極と電気的に絶縁されて上記ハウジン
グ内に配設され少なくとも一の測定信号を発生す
るための少なくとも二つの電気化学的電極、及び
電解液を有する血中ガスパラメータ測定用の電気
化学的測定電極システムと、 上記電気化学的電極の前部にて上記電気化学的
電極と導電的に連通する電解液室を形成するよう
に上記電気化学的電極に関して配設され、第１の
皮膚表面から血中ガスが拡散できるように上記第
１の皮膚表面に隣接して配設される膜と、 第１の生物電気的信号を検出するための第１の
生物電気的信号検出用電極と、を有し、 上記生物電気的信号検出電極は、上記電気化学
的電極システムの上記電気化学的電極の一つによ
り構成され、上記膜は、上記膜によつて覆われる
第１部分と上記膜が上記第１の皮膚表面に隣接し
て配置されたとき導電的に連通するように上記膜
によつて覆われていない第２部分とに上記一つの
電気化学的電極を区分するように上記電気化学的
電極に関して配設される、血中ガスパラメータを
測定し同時に生物電気的信号を検出する、被検者
の第１の皮膚表面あるいは被検物に配設される第
１の電極装置と、 第２電極用ハウジングと、 上記ハウジング内に電気的に絶縁された状態で
配設され、上記被検者の第２の皮膚表面に隣接し
て配設されたとき上記第２の皮膚表面と導電的に
連通するように取り付けられる、第２の生物電気
的信号を検出する電極と、 を有する、上記第２の皮膚表面あるいは被検物に
隣接して配設される第２の電極装置と、 上記測定信号、上記第１の生物電気的信号及び
上記第２の生物電気的信号を測定装置へ伝達する
伝達手段と、 を備え、上記第１及び第２の電極装置の上記生物
電気的信号検出電極は、上記第１及び第２の生物
電気的信号を伝達するための上記伝達手段を介し
て上記測定装置と共働するように装着されること
を特徴とする電極アセンブリー。
グ内に配設され少なくとも一の測定信号を発生す
るための少なくとも二つの電気化学的電極、及び
電解液を有する血中ガスパラメータ測定用の電気
化学的測定電極システムと、 上記電気化学的電極の前部にて上記電気化学的
電極と導電的に連通する電解液室を形成するよう
に上記電気化学的電極に関して配設され、第１の
皮膚表面から血中ガスが拡散できるように上記第
１の皮膚表面に隣接して配設される膜と、 第１の生物電気的信号を検出するための第１の
生物電気的信号検出用電極と、を有し、 上記生物電気的信号検出電極は、上記電気化学
的電極システムの上記電気化学的電極の一つによ
り構成され、上記膜は、上記膜によつて覆われる
第１部分と上記膜が上記第１の皮膚表面に隣接し
て配置されたとき導電的に連通するように上記膜
によつて覆われていない第２部分とに上記一つの
電気化学的電極を区分するように上記電気化学的
電極に関して配設される、血中ガスパラメータを
測定し同時に生物電気的信号を検出する、被検者
の第１の皮膚表面あるいは被検物に配設される第
１の電極装置と、 第２電極用ハウジングと、 上記ハウジング内に電気的に絶縁された状態で
配設され、上記被検者の第２の皮膚表面に隣接し
て配設されたとき上記第２の皮膚表面と導電的に
連通するように取り付けられる、第２の生物電気
的信号を検出する電極と、 を有する、上記第２の皮膚表面あるいは被検物に
隣接して配設される第２の電極装置と、 上記測定信号、上記第１の生物電気的信号及び
上記第２の生物電気的信号を測定装置へ伝達する
伝達手段と、 を備え、上記第１及び第２の電極装置の上記生物
電気的信号検出電極は、上記第１及び第２の生物
電気的信号を伝達するための上記伝達手段を介し
て上記測定装置と共働するように装着されること
を特徴とする電極アセンブリー。
１４ 上記第１の電極装置の第１の生物電気的信
号を伝達する第１の伝達手段と上記第２の電極装
置の第２の生物電気的信号を伝達する第２の伝達
手段とを上記測定装置に接続する接続部を備え
た、請求の範囲第１３項に記載の電極アセンブリ
ー。
号を伝達する第１の伝達手段と上記第２の電極装
置の第２の生物電気的信号を伝達する第２の伝達
手段とを上記測定装置に接続する接続部を備え
た、請求の範囲第１３項に記載の電極アセンブリ
ー。
１５ 上記第２の電極装置が上記第２の皮膚表面
に隣接して配設されたとき、上記第２の電極装置
は、上記第２の皮膚表面と導電的に連通するよう
に、上記第２の電極装置の上記生物電気的信号検
出電極と上記第２の皮膚表面とを電気的に接触す
る導電性接触液を備えている、請求の範囲第１４
項に記載の電極アセンブリー。
に隣接して配設されたとき、上記第２の電極装置
は、上記第２の皮膚表面と導電的に連通するよう
に、上記第２の電極装置の上記生物電気的信号検
出電極と上記第２の皮膚表面とを電気的に接触す
る導電性接触液を備えている、請求の範囲第１４
項に記載の電極アセンブリー。
１６ 上記第２の電極装置のハウジングは前表面
部を有し、上記第２の電極装置の上記生物電気的
信号検出電極は上記第２の電極装置のハウジング
の上記前表面部に関連して凹所をなしている、請
求の範囲第１５項に記載の電極アセンブリー。
部を有し、上記第２の電極装置の上記生物電気的
信号検出電極は上記第２の電極装置のハウジング
の上記前表面部に関連して凹所をなしている、請
求の範囲第１５項に記載の電極アセンブリー。
１７ 上記第２の電極装置の上記生物電気的信号
検出電極は銀である、請求の範囲第１６項に記載
の電極アセンブリー。
検出電極は銀である、請求の範囲第１６項に記載
の電極アセンブリー。
１８ 上記第２の電極装置は、上記第２の電極装
置のハウジングを上記第２の皮膚表面部に固定す
るための固定手段を備える、請求の範囲第１４項
に記載の電極アセンブリー。
置のハウジングを上記第２の皮膚表面部に固定す
るための固定手段を備える、請求の範囲第１４項
に記載の電極アセンブリー。
１９ 上記第２の電極装置の上記固定手段は、上
記第２の電極装置の上記第２の生物電気的信号検
出電極とともに接触液室を区画する上記第２の電
極装置の上記ハウンジングを受承するため環状構
造の分離した固定構成部分からなる、請求の範囲
第１８項に記載の電極アセンブリー。
記第２の電極装置の上記第２の生物電気的信号検
出電極とともに接触液室を区画する上記第２の電
極装置の上記ハウンジングを受承するため環状構
造の分離した固定構成部分からなる、請求の範囲
第１８項に記載の電極アセンブリー。
２０ 上記第１の電極装置は、上記第１の電極装
置のハウジングを上記第１の皮膚表面に固定する
ため、上記膜とともに接触液室を区画する上記ハ
ウンジングを受承するため環状構造の分離した固
定構成部分からなる固定手段を有し、上記第１の
電極装置の上記分離した固定構成部分及び上記第
２の電極装置の上記分離した固定構成部分は、上
記固定構成部分に関連して第１及び第２の電極装
置を交換可能である、請求の範囲第１９項に記載
の電極アセンブリー。
置のハウジングを上記第１の皮膚表面に固定する
ため、上記膜とともに接触液室を区画する上記ハ
ウンジングを受承するため環状構造の分離した固
定構成部分からなる固定手段を有し、上記第１の
電極装置の上記分離した固定構成部分及び上記第
２の電極装置の上記分離した固定構成部分は、上
記固定構成部分に関連して第１及び第２の電極装
置を交換可能である、請求の範囲第１９項に記載
の電極アセンブリー。
２１ 上記第２の電極装置は、上記第２の皮膚表
面部に隣接して上記第２の電極装置が配設された
とき第２の皮膚表面の温度を検出するため第２の
皮膚表面と温度的に連通する温度検出手段を備え
る、請求の範囲第１３項に記載の電極アセンブリ
ー。
面部に隣接して上記第２の電極装置が配設された
とき第２の皮膚表面の温度を検出するため第２の
皮膚表面と温度的に連通する温度検出手段を備え
る、請求の範囲第１３項に記載の電極アセンブリ
ー。
本発明は、血中ガスパラメータの経皮測定用お
よび生物電気的信号検出用電極装置に関する。
よび生物電気的信号検出用電極装置に関する。
発明の背景
被検者または患者の皮膚表面に電気化学的測定
用電極装置を設置して血中ガスパラメータを経皮
的に測定する技術は当該分野においてよく知られ
ている。その測定は、ポーラログラフイによる測
定原理または電位差計測原理などの公知の測定原
理により一般に行なわれている。
用電極装置を設置して血中ガスパラメータを経皮
的に測定する技術は当該分野においてよく知られ
ている。その測定は、ポーラログラフイによる測
定原理または電位差計測原理などの公知の測定原
理により一般に行なわれている。
電位差計測定原理によれば、測定すべき血中ガ
スパラメータは、水溶液中で酸または塩基を発生
するガスの分圧である。一般に、電気化学的測定
電極は、ストウーセベリンガウス原理（Stow−
Severinghaus principle）で用いられているもの
では、PH電極と対照電極を含む電位差計電極系お
よび該電極系に導通する電解液とからなる。
スパラメータは、水溶液中で酸または塩基を発生
するガスの分圧である。一般に、電気化学的測定
電極は、ストウーセベリンガウス原理（Stow−
Severinghaus principle）で用いられているもの
では、PH電極と対照電極を含む電位差計電極系お
よび該電極系に導通する電解液とからなる。
したがつて、ポーラログラフイにより測定原理
では、測定すべき血中ガスパラメータは酸素の分
圧である。一般に、電気化学的測定電極装置は、
クラーク（Clark）測定原理で用いられているも
のでは、陰極および陽極を含むポーラログラフイ
電極系および該電極系に連通する電解液とからな
る。
では、測定すべき血中ガスパラメータは酸素の分
圧である。一般に、電気化学的測定電極装置は、
クラーク（Clark）測定原理で用いられているも
のでは、陰極および陽極を含むポーラログラフイ
電極系および該電極系に連通する電解液とからな
る。
水溶液中で酸または塩基を発生するガス、こと
に二酸化炭素の分圧を電位差計測するためのスト
ウーセベリンガウス電極装置の操作においては、
該ガスは電解液中に透過してそれに溶け、それに
よつてPHの移動、例えば、 CO2＋H2ＯH2CO3 H2CO3H+＋HCO- 3 が生じる。
に二酸化炭素の分圧を電位差計測するためのスト
ウーセベリンガウス電極装置の操作においては、
該ガスは電解液中に透過してそれに溶け、それに
よつてPHの移動、例えば、 CO2＋H2ＯH2CO3 H2CO3H+＋HCO- 3 が生じる。
したがつて、クラーク電極装置の操作、例せば
O2の分圧を測定するときは、測定すべきガスは
電解液を透過し、陰極にて還元される。すなわ
ち、該ガスはポーラログラフイ電極系にて、下記
のように、消費される。
O2の分圧を測定するときは、測定すべきガスは
電解液を透過し、陰極にて還元される。すなわ
ち、該ガスはポーラログラフイ電極系にて、下記
のように、消費される。
O2＋2H+＋4e-→2OH-
さらに、生物電気的信号を検出する技術も当該
分野でよく知られている。一般に、生物電気的信
号は被検者または患者の皮膚表面に接触して設置
された２またはそれ以上の電極により、該生物電
気的信号検出用電極を通る電圧変化を測ることに
より検出される。この生物電気的信号は、通常、
被検者または患者の呼吸数、心拍数、ECG（心電
図）またはEEG（脳波）を示すものである。
分野でよく知られている。一般に、生物電気的信
号は被検者または患者の皮膚表面に接触して設置
された２またはそれ以上の電極により、該生物電
気的信号検出用電極を通る電圧変化を測ることに
より検出される。この生物電気的信号は、通常、
被検者または患者の呼吸数、心拍数、ECG（心電
図）またはEEG（脳波）を示すものである。
血中ガスパラメータの経皮測定用電気化学的測
定電極装置および生物電気的信号検出用電極の重
要でかつ広い適用範囲は新生児または早産児の管
理であるため、その電気化学的測定用電極装置お
よび生物電気的信号検出用電極はきわめて小さ
く、コンパクトで軽量の構造を有している必要が
あり、また測定すべき血中ガスパラメータおよび
検出される生物電気的信号としてきわめて信頼性
の高い精確な測定結果を与えるものでなければな
らない。より高度のコンパクト性を得る試みとし
て、単一ハウジング内に電気化学的測定用電極装
置および生物電気的信号検出用電極を設けること
が、例えば、ドイツ特許公開第2930663号に提案
されているが、このものは、電気化学的測定部と
生物電気的信号検出部とが別々になつている。
定電極装置および生物電気的信号検出用電極の重
要でかつ広い適用範囲は新生児または早産児の管
理であるため、その電気化学的測定用電極装置お
よび生物電気的信号検出用電極はきわめて小さ
く、コンパクトで軽量の構造を有している必要が
あり、また測定すべき血中ガスパラメータおよび
検出される生物電気的信号としてきわめて信頼性
の高い精確な測定結果を与えるものでなければな
らない。より高度のコンパクト性を得る試みとし
て、単一ハウジング内に電気化学的測定用電極装
置および生物電気的信号検出用電極を設けること
が、例えば、ドイツ特許公開第2930663号に提案
されているが、このものは、電気化学的測定部と
生物電気的信号検出部とが別々になつている。
さらに、電極の囲りに設けた環状構造からなる
別個の金属部品を有する、被検者または患者の皮
膚表面をサーモスタツト加熱し、さらに生物電気
的信号検出用電極として機能する電気化学的測定
用電極装置が、例えばヨーロツパ特許公開第
0071980号に提案されている。電気化学的測定用
電極装置と生物電気的信号検出用電極とがほぼ一
体的に収納された上記のものでは、新生児または
早産児に適応される経皮的血中ガスパラメータ測
定および生物電気的信号検出装置の全サイズおよ
び重量を減じることができるが、この部品および
サイズの総数としては、同一サイズの分離した電
気化学的測定用電極装置と分離した生物電気的信
号検出用電極との総数と基本的に同一であり、上
記のような、生物電気的信号検出用電極として別
個の金属部品を用いる構造のものでは本来的に矛
盾を生じる。その理由は、一方では、サーモスタ
ツド加熱した金属部品から皮膚表面部への熱の極
大伝達を達成するために該別個の金属部品を管理
すべき被検者または患者の皮膚表面に密に接触す
るように設置せねばならず、他方では、当該分野
でよく知られているように、生物電気的信号検出
操作を、引例１に記載されているように、患者の
偶発的な動きにあまり敏感に影響されないように
するために患者の皮膚表面のくぼみに設置するの
が好ましいからである。
別個の金属部品を有する、被検者または患者の皮
膚表面をサーモスタツト加熱し、さらに生物電気
的信号検出用電極として機能する電気化学的測定
用電極装置が、例えばヨーロツパ特許公開第
0071980号に提案されている。電気化学的測定用
電極装置と生物電気的信号検出用電極とがほぼ一
体的に収納された上記のものでは、新生児または
早産児に適応される経皮的血中ガスパラメータ測
定および生物電気的信号検出装置の全サイズおよ
び重量を減じることができるが、この部品および
サイズの総数としては、同一サイズの分離した電
気化学的測定用電極装置と分離した生物電気的信
号検出用電極との総数と基本的に同一であり、上
記のような、生物電気的信号検出用電極として別
個の金属部品を用いる構造のものでは本来的に矛
盾を生じる。その理由は、一方では、サーモスタ
ツド加熱した金属部品から皮膚表面部への熱の極
大伝達を達成するために該別個の金属部品を管理
すべき被検者または患者の皮膚表面に密に接触す
るように設置せねばならず、他方では、当該分野
でよく知られているように、生物電気的信号検出
操作を、引例１に記載されているように、患者の
偶発的な動きにあまり敏感に影響されないように
するために患者の皮膚表面のくぼみに設置するの
が好ましいからである。
したがつて、血中ガスパラメータの経皮測定お
よび生物電気的信号検出用の電極装置としては、
分離した電気化学的測定用電極装置および分離し
た生物電気的信号検出用電極に比べて測定精度お
よび信頼性を制限することなく、分離した電気化
学的測定用電極装置および分離した生物電気的信
号検出用電極のアセンブリーに比べてよりコンパ
クトで軽量の構造を有するものであることが要求
される。
よび生物電気的信号検出用の電極装置としては、
分離した電気化学的測定用電極装置および分離し
た生物電気的信号検出用電極に比べて測定精度お
よび信頼性を制限することなく、分離した電気化
学的測定用電極装置および分離した生物電気的信
号検出用電極のアセンブリーに比べてよりコンパ
クトで軽量の構造を有するものであることが要求
される。
発明の概要
この必要性は、本発明の血中ガスパラメータの
経皮測定および生物電気的信号検出用電極装置に
より達成され、それは、 ハウジングと、 他方の電極と電気的に絶縁されて上記ハウジン
グ内に配設され少なくとも一の測定信号を発生す
るための少なくとも二つの電気化学的電極、及び
電解液を有する血中ガスパラメータ測定用の電気
化学的測定電極システムと、 上記電気化学的電極の前部にて上記電気化学的
電極と導電的に連通する電解液室を形成するよう
に上記電気化学的電極に関して配設され、皮膚表
面から血中ガスが拡散できるように皮膚表面に隣
接して配設される、血中ガスが透過可能な膜と、 生物電気的信号を検出するための生物電気的信
号検出用電極と、 上記測定信号及び上記生物電気的信号を伝送す
る伝送手段と、を有し、 上記生物電気的信号検出電極は、上記電気化学
的電極システムの上記電気化学的電極の一つによ
り構成され、上記膜は、上記膜によつて覆われる
第１部分と上記膜が皮膚表面に隣接して配置され
たとき導電的に連通するように上記膜によつて覆
われていない第２部分とに上記一つの電気化学的
電極を区分するように上記電気化学的電極に関し
て配設されることを特徴とする。本発明によれ
ば、生物電気的信号検出用電極を電気化学的電極
系の電極の一つと組合せて単一の電極にすること
ができ、そのため、電極装置をよりコンパクトな
構造とすることができる。
経皮測定および生物電気的信号検出用電極装置に
より達成され、それは、 ハウジングと、 他方の電極と電気的に絶縁されて上記ハウジン
グ内に配設され少なくとも一の測定信号を発生す
るための少なくとも二つの電気化学的電極、及び
電解液を有する血中ガスパラメータ測定用の電気
化学的測定電極システムと、 上記電気化学的電極の前部にて上記電気化学的
電極と導電的に連通する電解液室を形成するよう
に上記電気化学的電極に関して配設され、皮膚表
面から血中ガスが拡散できるように皮膚表面に隣
接して配設される、血中ガスが透過可能な膜と、 生物電気的信号を検出するための生物電気的信
号検出用電極と、 上記測定信号及び上記生物電気的信号を伝送す
る伝送手段と、を有し、 上記生物電気的信号検出電極は、上記電気化学
的電極システムの上記電気化学的電極の一つによ
り構成され、上記膜は、上記膜によつて覆われる
第１部分と上記膜が皮膚表面に隣接して配置され
たとき導電的に連通するように上記膜によつて覆
われていない第２部分とに上記一つの電気化学的
電極を区分するように上記電気化学的電極に関し
て配設されることを特徴とする。本発明によれ
ば、生物電気的信号検出用電極を電気化学的電極
系の電極の一つと組合せて単一の電極にすること
ができ、そのため、電極装置をよりコンパクトな
構造とすることができる。
本発明による電極装置の好ましい態様では、該
一つの電極は第１部品と第２部品を有し、該第１
部品は電解液でカバーされておりそれと電導して
おり、該第２部品は電解液はカバーされておら
ず、電極装置ハウジングの前表面が皮膚表面と接
触するように配置されたときに該皮膚表面と電通
するようになつている。それぞれ、生物電気的信
号検出用電極および電気化学的電極系の電極の一
つを構成し、また皮膚表面および電解液と電通す
る、電極の第１および第２部品を別々に設けるこ
とにより、該電気化学的測定用電極系と生物電気
的信号検出用電極とは互いに影響されることはな
い。
一つの電極は第１部品と第２部品を有し、該第１
部品は電解液でカバーされておりそれと電導して
おり、該第２部品は電解液はカバーされておら
ず、電極装置ハウジングの前表面が皮膚表面と接
触するように配置されたときに該皮膚表面と電通
するようになつている。それぞれ、生物電気的信
号検出用電極および電気化学的電極系の電極の一
つを構成し、また皮膚表面および電解液と電通す
る、電極の第１および第２部品を別々に設けるこ
とにより、該電気化学的測定用電極系と生物電気
的信号検出用電極とは互いに影響されることはな
い。
本発明の別々に設けた第１部品と第２部品の組
合せからなる電極装置の好ましい態様において
は、該一つの電極の第１および第２部品は血中ガ
スを透過し得る膜により互いに分離されており、
この膜は電極の前に設けられ、その電極の前にあ
る電解液の入つた電解液室を区別している。分離
膜を設けることにより、組合せ電極の第１および
第２部品の分離をはつきりさせ、電気化学的測定
用電極系と生物電気的信号検出電極のお互いの影
響が減少されられる。
合せからなる電極装置の好ましい態様において
は、該一つの電極の第１および第２部品は血中ガ
スを透過し得る膜により互いに分離されており、
この膜は電極の前に設けられ、その電極の前にあ
る電解液の入つた電解液室を区別している。分離
膜を設けることにより、組合せ電極の第１および
第２部品の分離をはつきりさせ、電気化学的測定
用電極系と生物電気的信号検出電極のお互いの影
響が減少されられる。
組合せ電極の第１および第２部品からなる本発
明の電極装置の具体例においては、電極装置の前
表面を皮膚表面に接触して設置したときに、該第
２部品が直接皮膚表面に接触するかまたは発汗層
を通して皮膚表面と電通するようにしてもよい。
しかし、当該分野でよく知られているような皮膚
表面の湿気や接触加圧などによらないでより信頼
性のある皮膚表面との電気的導通を確立するため
には、電極装置ハウジングの前表面部が接触した
ときに、該一つの電極の第２部品が導電性の電解
液を通して皮膚表面と電通するのに適したものに
するのが好ましい。
明の電極装置の具体例においては、電極装置の前
表面を皮膚表面に接触して設置したときに、該第
２部品が直接皮膚表面に接触するかまたは発汗層
を通して皮膚表面と電通するようにしてもよい。
しかし、当該分野でよく知られているような皮膚
表面の湿気や接触加圧などによらないでより信頼
性のある皮膚表面との電気的導通を確立するため
には、電極装置ハウジングの前表面部が接触した
ときに、該一つの電極の第２部品が導電性の電解
液を通して皮膚表面と電通するのに適したものに
するのが好ましい。
導電性接触液を通して皮膚表面部と電気的に導
通するのに適した第２部品を設けることにより、
該一つの電極の第２部品が電極装置ハウジング部
２６の前表面に嵌込んだ態様の本発明の電極装置
の具体例を提供でき、それは被検者または患者の
偶発的な動きに対して生物電気的信号検出電極が
過敏に感応することを減じることができる。
通するのに適した第２部品を設けることにより、
該一つの電極の第２部品が電極装置ハウジング部
２６の前表面に嵌込んだ態様の本発明の電極装置
の具体例を提供でき、それは被検者または患者の
偶発的な動きに対して生物電気的信号検出電極が
過敏に感応することを減じることができる。
電気化学的測定電極系はいかなる血中ガスパラ
メータも測定するのに適応される。しかし、その
血中ガスパラメータは通常血中の二酸化炭素また
は酸素のガス分圧である。したがつて、本発明の
電極装置の最初の一具体例では、電気化学的測定
電極系は、水溶液中で酸または塩基を発生するよ
うな二酸化炭素または他の成分の血中ガス分圧を
測定するのに適合しており、対照電極およびPH感
応電極を含んだ電位差電極系からなり、該対照電
極はさらに生物電気的信号測定用電極も構成す
る。
メータも測定するのに適応される。しかし、その
血中ガスパラメータは通常血中の二酸化炭素また
は酸素のガス分圧である。したがつて、本発明の
電極装置の最初の一具体例では、電気化学的測定
電極系は、水溶液中で酸または塩基を発生するよ
うな二酸化炭素または他の成分の血中ガス分圧を
測定するのに適合しており、対照電極およびPH感
応電極を含んだ電位差電極系からなり、該対照電
極はさらに生物電気的信号測定用電極も構成す
る。
本発明のこの具体例においては、対照電極は銀
対照電極であるのが好ましく、またそのPH感応電
極はPHガラス電極である。
対照電極であるのが好ましく、またそのPH感応電
極はPHガラス電極である。
本発明の電極装置の第２の具体例では、電気化
学的測定電極系は血中ガス酸素ガス分圧を測定す
るのに適合しており、陰極および陽極を含んだポ
ーラログラフイ検出電極系からなり、該陽極はさ
らに生物電気的信号検出用電極も構成する。
学的測定電極系は血中ガス酸素ガス分圧を測定す
るのに適合しており、陰極および陽極を含んだポ
ーラログラフイ検出電極系からなり、該陽極はさ
らに生物電気的信号検出用電極も構成する。
本発明のこの具体例においては、該陽極は銀陽
極であるのが好ましく、その陰極は金または好ま
しくは白金陰極のような貴金属陰極であり、それ
はさらに生物電気的信号検出用電極を構成する。
極であるのが好ましく、その陰極は金または好ま
しくは白金陰極のような貴金属陰極であり、それ
はさらに生物電気的信号検出用電極を構成する。
本発明によれば、電位差電極系とポーラログラ
フイ測定電極系からなる、酸素および二酸化炭素
の分圧を経皮的に測定しまた生物電気的信号の検
出用の組合せ電極装置を提供することができ、こ
れでは、電位差電極系の対照電極とポーラログラ
フイ電極系の陽極は単一の電極で構成され、それ
はさらに生物電気的信号検出用電極も構成する。
フイ測定電極系からなる、酸素および二酸化炭素
の分圧を経皮的に測定しまた生物電気的信号の検
出用の組合せ電極装置を提供することができ、こ
れでは、電位差電極系の対照電極とポーラログラ
フイ電極系の陽極は単一の電極で構成され、それ
はさらに生物電気的信号検出用電極も構成する。
この本発明の酸素および二酸化炭素測定および
生物電気的信号検出用の組合せ電極装置において
は、その単一電極は銀電極であるのが好ましい。
生物電気的信号検出用の組合せ電極装置において
は、その単一電極は銀電極であるのが好ましい。
本発明の酸素および二酸化炭素測定および生物
電気的信号検出用の組合せ電極装置の好ましい態
様においては、該銀電極は、電位差電極系のPH電
極およびポーラログラフイ電極系の陰極を埋込ん
だ銀本体により構成される。
電気的信号検出用の組合せ電極装置の好ましい態
様においては、該銀電極は、電位差電極系のPH電
極およびポーラログラフイ電極系の陰極を埋込ん
だ銀本体により構成される。
本発明の電極装置は、充血を得るために通常の
皮膚温度よりも高い所定の温度になるようにその
器具をサーモスタツト的にコントロールして加熱
するためのサーモスタツト手段を設けていてもよ
い。上記銀本体からなるO2およびCO2測定および
生物電気的信号検出用の組合せ電極装置において
は、そのサーモスタツト手段はその銀本体中に導
電的に接触するように埋込まれているのが好まし
い。
皮膚温度よりも高い所定の温度になるようにその
器具をサーモスタツト的にコントロールして加熱
するためのサーモスタツト手段を設けていてもよ
い。上記銀本体からなるO2およびCO2測定および
生物電気的信号検出用の組合せ電極装置において
は、そのサーモスタツト手段はその銀本体中に導
電的に接触するように埋込まれているのが好まし
い。
本発明によれば、分離した金属製本体から構成
される第２生物電気的信号検出用電極をさらに含
む電極装置を提供することができ、該分離した金
属製本体は該一つの電極に対して絶縁されてお
り、露出した表面部を有する。したがつて、２つ
の分離した互いに絶縁した生物電気的信号検出用
電極からなりかつ生物電気的信号測定系をも構成
する電極装置が提供される。
される第２生物電気的信号検出用電極をさらに含
む電極装置を提供することができ、該分離した金
属製本体は該一つの電極に対して絶縁されてお
り、露出した表面部を有する。したがつて、２つ
の分離した互いに絶縁した生物電気的信号検出用
電極からなりかつ生物電気的信号測定系をも構成
する電極装置が提供される。
電気化学的測定電極系および生物電気的信号測
定系からなる電極装置の重要な適用は分娩の管理
であり、それでは、第２生物電気的信号検出用電
極を構成する分離した金属製本体は羊水や血液な
どの異なつた体液を通して皮膚表面と導電的に連
結されている。本発明の電気化学的測定電極系と
生物電気的信号測定系からなる電極装置の好まし
い具体例においては、第２生物電気的信号検出電
極を構成する金属製本体は電極装置ハウジングの
一部を構成する。
定系からなる電極装置の重要な適用は分娩の管理
であり、それでは、第２生物電気的信号検出用電
極を構成する分離した金属製本体は羊水や血液な
どの異なつた体液を通して皮膚表面と導電的に連
結されている。本発明の電気化学的測定電極系と
生物電気的信号測定系からなる電極装置の好まし
い具体例においては、第２生物電気的信号検出電
極を構成する金属製本体は電極装置ハウジングの
一部を構成する。
電極装置の前表面を皮膚表面部と接触状態に保
持することができるようにするために、本発明の
電極装置を該皮膚表面部に固定するための固定手
段をさらに設けるのが有利である。この電極装置
の固定手段は、電極装置を皮膚表面に対して所定
位置に保持するためのいかなる適当な手段で構成
されていてもよい。本発明の電極装置の好ましい
具体例においては、該固定手段は、米国特許第
4274418号に記載されているようなタイプの基本
的に環状構造からなる分離した固定構成部品から
なり、その固定構成部品は、電極装置の前表面と
共に接触液体室を区画する電極装置のハウジング
を受容するようになつており、そこでは、該一つ
の電極と皮膚表面部との間の導電性連絡を行なう
役目を有する導電性接触液体は、電極装置のハウ
ジングが環状固定構成部品内に収納されたときに
閉じ込められる。
持することができるようにするために、本発明の
電極装置を該皮膚表面部に固定するための固定手
段をさらに設けるのが有利である。この電極装置
の固定手段は、電極装置を皮膚表面に対して所定
位置に保持するためのいかなる適当な手段で構成
されていてもよい。本発明の電極装置の好ましい
具体例においては、該固定手段は、米国特許第
4274418号に記載されているようなタイプの基本
的に環状構造からなる分離した固定構成部品から
なり、その固定構成部品は、電極装置の前表面と
共に接触液体室を区画する電極装置のハウジング
を受容するようになつており、そこでは、該一つ
の電極と皮膚表面部との間の導電性連絡を行なう
役目を有する導電性接触液体は、電極装置のハウ
ジングが環状固定構成部品内に収納されたときに
閉じ込められる。
本発明はさらに血中ガスパラメータの経皮測定
ならびに生物電気的信号検出用電極アセンブリー
を提供するものであり、それは 第１電極用ハウジングと、 他方の電極と電気的に絶縁されて上記ハウジン
グ内に配設され少なくとも一の測定信号を発生す
るための少なくとも二つの電気化学的電極、及び
電解液を有する血中ガスパラメータ測定用の電気
化学的測定電極システムと、 上記電気化学的電極の前部にて上記電気化学的
電極と導電的に連通する電解液室を形成するよう
に上記電気化学的電極に関して配設され、第１の
皮膚表面から血中ガスが拡散できるように上記第
１の皮膚表面に隣接して配設される膜と、 第１の生物電気的信号を検出するための第１の
生物電気的信号検出用電極と、を有し、 上記生物電気的信号検出電極は、上記電気化学
的電極システムの上記電気化学的電極の一つによ
り構成され、上記膜は、上記膜によつて覆われる
第１部分と上記膜が上記第１の皮膚表面に隣接し
て配置されたとき導電的に連通するように上記膜
によつて覆われていない第２部分とに上記一つの
電気化学的電極を区分するように上記電気化学的
電極に関して配設される、血中ガスパラメータを
測定し同時に生物電気的信号を検出する、被検者
の第１の皮膚表面あるいは被検物に配設される第
１の電極装置と、 第２電極用ハウジングと、 上記ハウジング内に電気的に絶縁された状態で
配設され、上記被検者の第２の皮膚表面に隣接し
て配設されたとき上記第２の皮膚表面と導電的に
連通するように取り付けられる、第２の生物電気
的信号を検出する電極と、 を有する、上記第２の皮膚表面あるいは被検物に
隣接して配設される第２の電極装置と、 上記測定信号、上記第１の生物電気的信号及び
上記第２の生物電気的信号を測定装置へ伝達する
伝達手段と、 を備え、上記第１及び第２の電極装置の上記生物
電気的信号検出電極は、上記第１及び第２の生物
電気的信号を伝達するための上記伝達手段を介し
て上記測定装置と共働するように装着されること
を特徴とする血中ガスパラメータの経皮測定なら
びに生物電気的信号測定用電極アセンブリーであ
る。
ならびに生物電気的信号検出用電極アセンブリー
を提供するものであり、それは 第１電極用ハウジングと、 他方の電極と電気的に絶縁されて上記ハウジン
グ内に配設され少なくとも一の測定信号を発生す
るための少なくとも二つの電気化学的電極、及び
電解液を有する血中ガスパラメータ測定用の電気
化学的測定電極システムと、 上記電気化学的電極の前部にて上記電気化学的
電極と導電的に連通する電解液室を形成するよう
に上記電気化学的電極に関して配設され、第１の
皮膚表面から血中ガスが拡散できるように上記第
１の皮膚表面に隣接して配設される膜と、 第１の生物電気的信号を検出するための第１の
生物電気的信号検出用電極と、を有し、 上記生物電気的信号検出電極は、上記電気化学
的電極システムの上記電気化学的電極の一つによ
り構成され、上記膜は、上記膜によつて覆われる
第１部分と上記膜が上記第１の皮膚表面に隣接し
て配置されたとき導電的に連通するように上記膜
によつて覆われていない第２部分とに上記一つの
電気化学的電極を区分するように上記電気化学的
電極に関して配設される、血中ガスパラメータを
測定し同時に生物電気的信号を検出する、被検者
の第１の皮膚表面あるいは被検物に配設される第
１の電極装置と、 第２電極用ハウジングと、 上記ハウジング内に電気的に絶縁された状態で
配設され、上記被検者の第２の皮膚表面に隣接し
て配設されたとき上記第２の皮膚表面と導電的に
連通するように取り付けられる、第２の生物電気
的信号を検出する電極と、 を有する、上記第２の皮膚表面あるいは被検物に
隣接して配設される第２の電極装置と、 上記測定信号、上記第１の生物電気的信号及び
上記第２の生物電気的信号を測定装置へ伝達する
伝達手段と、 を備え、上記第１及び第２の電極装置の上記生物
電気的信号検出電極は、上記第１及び第２の生物
電気的信号を伝達するための上記伝達手段を介し
て上記測定装置と共働するように装着されること
を特徴とする血中ガスパラメータの経皮測定なら
びに生物電気的信号測定用電極アセンブリーであ
る。
この電極アセンブリーは個々に連結して測定用
装置と連結してなる第１および第２電極装置を有
していてもよい。しかし、測定用装置と単一の連
結を有する一体的電極アセンブリーを与えるため
には、本発明の電極アセンブリーは、測定用装置
と該第１および第２電極装置を連結するための接
続をさらに有していてもよい。
装置と連結してなる第１および第２電極装置を有
していてもよい。しかし、測定用装置と単一の連
結を有する一体的電極アセンブリーを与えるため
には、本発明の電極アセンブリーは、測定用装置
と該第１および第２電極装置を連結するための接
続をさらに有していてもよい。
血中ガスパラメータおよび生物電気的信号を測
定しうる本発明の電極アセンブリーでは、第１の
電極装置は前記特徴のいずれも有していてもよ
く、また第２電極装置の生物電気的信号検出用電
極は、第２電極装置の電極装置ハウジングの前表
面が接触して配備されたときに通電性接触液体を
通して該第２皮膚表面部と導電的に連通するよう
になつていてもよく、したがつて、第２電極装置
の生物電気的信号検出用電極と第２皮膚表面部と
の間に高い導電性連絡を確立する前記利点を与え
る。上記のように、被検者または患者の偶発的動
きに対して生物電気的信号測定用電極系の敏感な
感応を減じるために、該第２電極装置の生物電気
的信号検出用電極は第２電極装置ハウジングの前
表面のくぼみに嵌込むのが好ましい。
定しうる本発明の電極アセンブリーでは、第１の
電極装置は前記特徴のいずれも有していてもよ
く、また第２電極装置の生物電気的信号検出用電
極は、第２電極装置の電極装置ハウジングの前表
面が接触して配備されたときに通電性接触液体を
通して該第２皮膚表面部と導電的に連通するよう
になつていてもよく、したがつて、第２電極装置
の生物電気的信号検出用電極と第２皮膚表面部と
の間に高い導電性連絡を確立する前記利点を与え
る。上記のように、被検者または患者の偶発的動
きに対して生物電気的信号測定用電極系の敏感な
感応を減じるために、該第２電極装置の生物電気
的信号検出用電極は第２電極装置ハウジングの前
表面のくぼみに嵌込むのが好ましい。
本発明の電極アセンブリーの好ましい具体例に
おいては、該第２電極装置の生物電気的信号検出
用電極はそれ自体高い導電性生物電気的信号検出
用電極を与える銀電極である。
おいては、該第２電極装置の生物電気的信号検出
用電極はそれ自体高い導電性生物電気的信号検出
用電極を与える銀電極である。
本発明の電極アセンブリーの他の具体例では、
第２電極装置は、さらに、温度感応手段を有して
いてもよく、該温度感応手段は、第２電極ハウジ
ングの前表面が第２皮膚表面部と接触して配備さ
れたときに、その温度を感応するように第２皮膚
表面部と熱伝導的に連通するようになつている。
したがつて、本発明の電極アセンブリーは、被検
者または患者の皮膚表面温度を感知または測定で
き、酸素および二酸化炭素の分圧測定のほか、被
検者または患者のECG（心電図）、HR（心拍数）、
RR（呼吸数）などの生物電気的信号を測定でき
る。これに反し、これらの測定には、従来、５つ
の別個のセンサーまたは電極装置、すなわち温度
センサー、第１および第2ECG電極、酸素分圧測
定用ポーラログラフイ電極装置、および二酸化炭
素分圧測定用電位差電極装置が用いられていた。
第２電極装置は、さらに、温度感応手段を有して
いてもよく、該温度感応手段は、第２電極ハウジ
ングの前表面が第２皮膚表面部と接触して配備さ
れたときに、その温度を感応するように第２皮膚
表面部と熱伝導的に連通するようになつている。
したがつて、本発明の電極アセンブリーは、被検
者または患者の皮膚表面温度を感知または測定で
き、酸素および二酸化炭素の分圧測定のほか、被
検者または患者のECG（心電図）、HR（心拍数）、
RR（呼吸数）などの生物電気的信号を測定でき
る。これに反し、これらの測定には、従来、５つ
の別個のセンサーまたは電極装置、すなわち温度
センサー、第１および第2ECG電極、酸素分圧測
定用ポーラログラフイ電極装置、および二酸化炭
素分圧測定用電位差電極装置が用いられていた。
本発明の電極アセンブリーの第２電極装置はさ
らに該第２電極装置の生物電気的信号検出用電極
を第２皮膚表面部における所定の位置に保持し得
るように該第２電極装置を第２皮膚表面部に固定
するための固定手段を有していてもよい。
らに該第２電極装置の生物電気的信号検出用電極
を第２皮膚表面部における所定の位置に保持し得
るように該第２電極装置を第２皮膚表面部に固定
するための固定手段を有していてもよい。
本発明のこの具体例においては、第２電極装置
の固定構成部品は、好ましくは、環状構造の分離
した固定構成部品からなり、この固定構成部品
は、第２電極装置の前表面とともに接触液体室を
区画する第２電極装置のハウジングを収容するよ
うになつており、すなわち、第１電極装置の分離
した固定構成部品と基本的に同じ構造を有してい
る。この第１電極装置の分離した固定構成部品と
第２電極装置の分離した固定構成部品は、本発明
の電極アセンブリーの他の態様によれば、固定構
成部品に関して電極装置を相互に交換し得るよう
にしていてもよい。この電極アセンブリーの第１
電極装置と第２電極装置との位置を相互に交換す
ることにより、電極アセンブリーの第１電極装置
の前表面が接触する皮膚表面部が過熱されて起る
被検者または患者を傷つける恐れが減じられる。
何故なら、電極アセンブリーの第１および第２電
極装置を交換することにより、サーモスタツト的
に加熱された第１電極装置が第１の固定構成部品
から第２固定構成部品へ、あるいはその逆へ、一
定期間、例えば４時間毎に、移行されるからであ
る。
の固定構成部品は、好ましくは、環状構造の分離
した固定構成部品からなり、この固定構成部品
は、第２電極装置の前表面とともに接触液体室を
区画する第２電極装置のハウジングを収容するよ
うになつており、すなわち、第１電極装置の分離
した固定構成部品と基本的に同じ構造を有してい
る。この第１電極装置の分離した固定構成部品と
第２電極装置の分離した固定構成部品は、本発明
の電極アセンブリーの他の態様によれば、固定構
成部品に関して電極装置を相互に交換し得るよう
にしていてもよい。この電極アセンブリーの第１
電極装置と第２電極装置との位置を相互に交換す
ることにより、電極アセンブリーの第１電極装置
の前表面が接触する皮膚表面部が過熱されて起る
被検者または患者を傷つける恐れが減じられる。
何故なら、電極アセンブリーの第１および第２電
極装置を交換することにより、サーモスタツト的
に加熱された第１電極装置が第１の固定構成部品
から第２固定構成部品へ、あるいはその逆へ、一
定期間、例えば４時間毎に、移行されるからであ
る。
本発明を図面を参照してさらに説明する。
第１図は、血中酸素ガス分圧の経皮測定および
生物電気的信号検出用の本発明の電極装置の第１
の具体例を示す垂直断面図、第２図は、血中二酸
化炭素ガス分圧の経皮測定および生物電気的信号
検出用の本発明の電極装置の第２の具体例を示す
部分断面図、第３図は、血中酸素および二酸化炭
素ガス分圧の経皮測定および生物電気的信号測定
用の本発明の電極アセンブリーを示す模式的部分
断面図、第４図は、第３図に示される電極アセン
ブリーと共同される測定装置の電子回路部品の１
具体例の全ダイアグラム、第５図は上記電子回路
の第２実施例の第４図に対応する回路図、第６図
は第３図に示す電極アセンブリーの第１の電極装
置を構成する、この発明による電極装置のpO2と
pCO2の応答を示す図、第７図は第３図に示した
この発明による電極装置のECG（心電図）応答な
らびに従来のECG電極アセンブリーの応答を示
す図、第８図は本発明による第３図に示す、およ
び従来の電極アセンブリーにより得られたTTI
（経胸インピーダンス）を示す図である。
生物電気的信号検出用の本発明の電極装置の第１
の具体例を示す垂直断面図、第２図は、血中二酸
化炭素ガス分圧の経皮測定および生物電気的信号
検出用の本発明の電極装置の第２の具体例を示す
部分断面図、第３図は、血中酸素および二酸化炭
素ガス分圧の経皮測定および生物電気的信号測定
用の本発明の電極アセンブリーを示す模式的部分
断面図、第４図は、第３図に示される電極アセン
ブリーと共同される測定装置の電子回路部品の１
具体例の全ダイアグラム、第５図は上記電子回路
の第２実施例の第４図に対応する回路図、第６図
は第３図に示す電極アセンブリーの第１の電極装
置を構成する、この発明による電極装置のpO2と
pCO2の応答を示す図、第７図は第３図に示した
この発明による電極装置のECG（心電図）応答な
らびに従来のECG電極アセンブリーの応答を示
す図、第８図は本発明による第３図に示す、およ
び従来の電極アセンブリーにより得られたTTI
（経胸インピーダンス）を示す図である。
図面の詳細な説明
酸素の血液ガス分圧を経皮的に測定するととも
に、生物電気的信号を検出する、この発明による
電極装置の第１実施例は第１図において、全体を
１０で示している。電極装置１０は、好ましくは
ガラス管１１に埋込まれた、プラチナワイヤなど
の貴金属カソード１２を含む電気化学的測定用電
極システムと、上記貴金属カソードワイヤ埋込管
１１を中央に配列している、好ましくは銀本体に
てなる金属本体１３によつて構成されるアノード
とを含んでいる。ガラス管１１の下側表面と金属
本体１３と下側表面との前には、酸素透過部材１
４が配置されている。この部材１４は、金属本体
１３の外筒表面の環状凹所と協働するＯリングに
よつて、アノードとカソードとに対して保持され
ている。部材１４の内面と金属本体１３の下側表
面と管１１との間の空間には電解液２８が封入さ
れている。
に、生物電気的信号を検出する、この発明による
電極装置の第１実施例は第１図において、全体を
１０で示している。電極装置１０は、好ましくは
ガラス管１１に埋込まれた、プラチナワイヤなど
の貴金属カソード１２を含む電気化学的測定用電
極システムと、上記貴金属カソードワイヤ埋込管
１１を中央に配列している、好ましくは銀本体に
てなる金属本体１３によつて構成されるアノード
とを含んでいる。ガラス管１１の下側表面と金属
本体１３と下側表面との前には、酸素透過部材１
４が配置されている。この部材１４は、金属本体
１３の外筒表面の環状凹所と協働するＯリングに
よつて、アノードとカソードとに対して保持され
ている。部材１４の内面と金属本体１３の下側表
面と管１１との間の空間には電解液２８が封入さ
れている。
酸素血中分圧を測定する電気化学的測定用電極
システムから離れて、電極装置１０は生物電気的
信号を検出する電極を備えている。基本的に、こ
の電極装置の生物電気的信号検出用電極は、電気
化学的測定用電極システムのアノードをも構成す
る金属本体１３によつて構成される。しかしなが
ら金属本体１３は２つの部分に分かれており、金
属本体１３の外側表面に第１部分は電解液２８で
おおわれているとともに、酸素透過皮膜１４によ
つておおわれ、金属本体１３の外側表面の第２の
部分は電解液によつておおわれていない。この金
属本体１３の第２の部分は符号１６で示される。
第１図から明らかなように、電極装置１０は電気
絶縁のハウジング部２６を備え、その中に金属本
体１３は部分的に包囲されていて、環状接着リン
グ１８と協働するとともに、環状固定リング１７
の内部ネジに対応して作用する外側ネジを備えて
いる。環状接着リング１８はその下側表面に接着
層を有し、この接着層は、酸素血中ガス分圧を測
定して、電極１０により検出される生物電気的信
号を得ようとする被検体または患者の皮膚表面に
接着される。第１図から明らかなように、固定リ
ング１７の内側表面、ハウジング部２６の下側表
面、金属本体１３の露出または被覆されていない
外側表面１６、Ｏリング１５と酸素透過被膜１４
との間の環状空間は導電性接着液１９で満たさ
れ、この液は金属本体１３の被覆されていないま
たは露出している部分と被検体または患者の皮膚
表面との接触作用をなす。周知のごとく、電極装
置１０の実際に生物電気的信号検出用電極として
の金属本体１３の露出表面部１６の凹部形状は、
参考１で述べるように、被検体または患者の偶発
的な動作に対する生物電気的信号の感度を低く
し、またはモーシヨンアーチアフタクトを減少さ
せる。
システムから離れて、電極装置１０は生物電気的
信号を検出する電極を備えている。基本的に、こ
の電極装置の生物電気的信号検出用電極は、電気
化学的測定用電極システムのアノードをも構成す
る金属本体１３によつて構成される。しかしなが
ら金属本体１３は２つの部分に分かれており、金
属本体１３の外側表面に第１部分は電解液２８で
おおわれているとともに、酸素透過皮膜１４によ
つておおわれ、金属本体１３の外側表面の第２の
部分は電解液によつておおわれていない。この金
属本体１３の第２の部分は符号１６で示される。
第１図から明らかなように、電極装置１０は電気
絶縁のハウジング部２６を備え、その中に金属本
体１３は部分的に包囲されていて、環状接着リン
グ１８と協働するとともに、環状固定リング１７
の内部ネジに対応して作用する外側ネジを備えて
いる。環状接着リング１８はその下側表面に接着
層を有し、この接着層は、酸素血中ガス分圧を測
定して、電極１０により検出される生物電気的信
号を得ようとする被検体または患者の皮膚表面に
接着される。第１図から明らかなように、固定リ
ング１７の内側表面、ハウジング部２６の下側表
面、金属本体１３の露出または被覆されていない
外側表面１６、Ｏリング１５と酸素透過被膜１４
との間の環状空間は導電性接着液１９で満たさ
れ、この液は金属本体１３の被覆されていないま
たは露出している部分と被検体または患者の皮膚
表面との接触作用をなす。周知のごとく、電極装
置１０の実際に生物電気的信号検出用電極として
の金属本体１３の露出表面部１６の凹部形状は、
参考１で述べるように、被検体または患者の偶発
的な動作に対する生物電気的信号の感度を低く
し、またはモーシヨンアーチアフタクトを減少さ
せる。
電極装置１０はサーモスタツト手段を備え、こ
の電極装置が付着される被検体または患者の皮膚
部分において充血させるために通常皮膚温度以上
の所定温度に電極装置を加熱する作用をなす。こ
のサーモスタツト手段は加熱手段とツエナーダイ
オード２３とNTC抵抗２４によつて構成される
温度検出手段とを備えている。そのツエナーダイ
オード２３とNTC抵抗２４は、それぞれ、熱導
伝性キヤステイング（型材）によつて、金属本体
１３の凹所に組み込まれている。そのうちの１つ
は符号２５で示されている。
の電極装置が付着される被検体または患者の皮膚
部分において充血させるために通常皮膚温度以上
の所定温度に電極装置を加熱する作用をなす。こ
のサーモスタツト手段は加熱手段とツエナーダイ
オード２３とNTC抵抗２４によつて構成される
温度検出手段とを備えている。そのツエナーダイ
オード２３とNTC抵抗２４は、それぞれ、熱導
伝性キヤステイング（型材）によつて、金属本体
１３の凹所に組み込まれている。そのうちの１つ
は符号２５で示されている。
電極装置の個々の手段、即ち貴金属ワイヤカソ
ード１２、カソードに対してアノードとなるとと
もに生物電気的信号検出電極をも形成する金属本
体１３、ツエナーダイオード２３とNTC抵抗２
４は、多心ケーブル２２、符号２１で示されてい
る１心絶縁ケーブルを介して、第１図に図示され
ていない温度制御装置に接続されている。この電
極装置は２つの上部ハウジング２９と３０と電極
ハウジング内で設けられている内空間とを備え、
２９と３０には熱絶縁性型材２７が充填されてい
る。
ード１２、カソードに対してアノードとなるとと
もに生物電気的信号検出電極をも形成する金属本
体１３、ツエナーダイオード２３とNTC抵抗２
４は、多心ケーブル２２、符号２１で示されてい
る１心絶縁ケーブルを介して、第１図に図示され
ていない温度制御装置に接続されている。この電
極装置は２つの上部ハウジング２９と３０と電極
ハウジング内で設けられている内空間とを備え、
２９と３０には熱絶縁性型材２７が充填されてい
る。
第１図に示した電極装置１０の別の実施例にお
いては、電極ハウジング部２９と３０は電極装置
の第２の生物電気的信号検出電極をともに構成す
る、ステンレス鋼などの金属で形成される。金属
電極ハウジング部２９と３０で構成される第２生
物電気的信号検出電極は多心ケーブル２２の一心
に接続される。この電極装置のこの実施例は分べ
んに応用される。ここでは第２の生物電気的検出
信号は、別の体液、たとえば羊膜液、汗液、血液
などを介して新生児の皮膚表面に導電可能に接続
される。基本的には、金属電極ハウジング部分２
９と３０によつて構成される第２の生物電気的信
号検出電極は、電極装置の金属本体１３によつて
構成される第１の生物電気的信号検出電極と協働
する生物電気的信号測定システムを構成する。
いては、電極ハウジング部２９と３０は電極装置
の第２の生物電気的信号検出電極をともに構成す
る、ステンレス鋼などの金属で形成される。金属
電極ハウジング部２９と３０で構成される第２生
物電気的信号検出電極は多心ケーブル２２の一心
に接続される。この電極装置のこの実施例は分べ
んに応用される。ここでは第２の生物電気的検出
信号は、別の体液、たとえば羊膜液、汗液、血液
などを介して新生児の皮膚表面に導電可能に接続
される。基本的には、金属電極ハウジング部分２
９と３０によつて構成される第２の生物電気的信
号検出電極は、電極装置の金属本体１３によつて
構成される第１の生物電気的信号検出電極と協働
する生物電気的信号測定システムを構成する。
第２図において、二酸化炭素の血中ガス分圧を
経皮的に測定するとともに生物電気的信号を検出
する、この発明による電極装置の第２実施例が示
され、全体として１００で示される。電極装置１
００は、PHガラス電極が中心に配置され、好まし
くはAg−本体である金属本体１１１によつて構
成される対照電極と電気分解的に通じるPHガラス
電極１１１を含んでいる点において、第１図に示
した電極装置１０とは基本的に異なつている。PH
ガラス電極１１１の下側面の前には二酸化炭素透
過膜１１４が、PHガラス電極１１１の下側面と金
属本体１１３の第１の部分の前の電解液室内に電
解液を限定するように配置される。この膜１１４
は、金属本体１１３の下側表面の環状凹所に受承
されているＯリング１１５によつて、対照電極を
形成する、金属本体１１３の第１部分とPHガラス
電極とに相対的な位置に維持されている。金属本
体１１３は金属本体１１３または電極装置の生物
電気的信号検出電極を構成する、非被覆で露出し
ている、突出した下側表面部分１１６をさらに備
えている。このようにして、第１図に示す電極装
置１０の非被覆または露出している表面部分１６
によつて構成される生物電気的信号検出電極は、
導電液１９を介して被検体または患者の皮膚表面
に電気的に接続され、第２図に示された電極装置
１００は導電性液状フイルムを介して被検者また
は患者の皮膚表面と親密に接触するように非被覆
または露出部分１１６を配置している。基本的に
は非被覆または露出表面部１１６と皮膚表面部と
の間の電気的接触が、被検体あるいは患者の皮膚
表面に対する電極装置の動きや振動により強く影
響されるので皮膚表面部と生物電気的信号検出電
極との親密な接触によつて被検体または患者の偶
発的な動きに対してより高感度にする。第１図に
示された電極装置１０と同様に第２図の電極１０
０は多心ケーブル１２２を備え、そのケーブルの
絶縁された一心は１２１で示す。
経皮的に測定するとともに生物電気的信号を検出
する、この発明による電極装置の第２実施例が示
され、全体として１００で示される。電極装置１
００は、PHガラス電極が中心に配置され、好まし
くはAg−本体である金属本体１１１によつて構
成される対照電極と電気分解的に通じるPHガラス
電極１１１を含んでいる点において、第１図に示
した電極装置１０とは基本的に異なつている。PH
ガラス電極１１１の下側面の前には二酸化炭素透
過膜１１４が、PHガラス電極１１１の下側面と金
属本体１１３の第１の部分の前の電解液室内に電
解液を限定するように配置される。この膜１１４
は、金属本体１１３の下側表面の環状凹所に受承
されているＯリング１１５によつて、対照電極を
形成する、金属本体１１３の第１部分とPHガラス
電極とに相対的な位置に維持されている。金属本
体１１３は金属本体１１３または電極装置の生物
電気的信号検出電極を構成する、非被覆で露出し
ている、突出した下側表面部分１１６をさらに備
えている。このようにして、第１図に示す電極装
置１０の非被覆または露出している表面部分１６
によつて構成される生物電気的信号検出電極は、
導電液１９を介して被検体または患者の皮膚表面
に電気的に接続され、第２図に示された電極装置
１００は導電性液状フイルムを介して被検者また
は患者の皮膚表面と親密に接触するように非被覆
または露出部分１１６を配置している。基本的に
は非被覆または露出表面部１１６と皮膚表面部と
の間の電気的接触が、被検体あるいは患者の皮膚
表面に対する電極装置の動きや振動により強く影
響されるので皮膚表面部と生物電気的信号検出電
極との親密な接触によつて被検体または患者の偶
発的な動きに対してより高感度にする。第１図に
示された電極装置１０と同様に第２図の電極１０
０は多心ケーブル１２２を備え、そのケーブルの
絶縁された一心は１２１で示す。
第３図に示される、この発明による電極アセン
ブリーは２つの電極装置を有し、その１つは、第
１図を参照して上に述べた電極装置１０と基本的
には同じである。しかしながら、第３図の上左半
部に示した電極装置において、第１図に示され
た、ガラス管１１に埋込まれた貴金属カソードワ
イヤ１２に対応する中央電極は、その下端部に溶
着されるかさもなければ固定されたPH検出ガラス
膜と内部中央導体３２とを含むPH電極３２であ
る。第３図に示した電極装置１０は、貴金属カソ
ードワイヤ３４を覆うガラス管３３を備えたカソ
ードを備えている。好ましくはAg−本体である
金属本体１３は第３図の電極装置において３つの
目的を果たす。第１に金属本体１３は、電位差計
電極システムのPHガラス電極に対する対照電極を
構成する。第２の金属本体１３は、ポーラログラ
フイ電気システムのカソードに対するアノードを
構成する。第３に金属本体１３はこの発明の原理
による電極装置の生物電気的信号検出電極を構成
する。
ブリーは２つの電極装置を有し、その１つは、第
１図を参照して上に述べた電極装置１０と基本的
には同じである。しかしながら、第３図の上左半
部に示した電極装置において、第１図に示され
た、ガラス管１１に埋込まれた貴金属カソードワ
イヤ１２に対応する中央電極は、その下端部に溶
着されるかさもなければ固定されたPH検出ガラス
膜と内部中央導体３２とを含むPH電極３２であ
る。第３図に示した電極装置１０は、貴金属カソ
ードワイヤ３４を覆うガラス管３３を備えたカソ
ードを備えている。好ましくはAg−本体である
金属本体１３は第３図の電極装置において３つの
目的を果たす。第１に金属本体１３は、電位差計
電極システムのPHガラス電極に対する対照電極を
構成する。第２の金属本体１３は、ポーラログラ
フイ電気システムのカソードに対するアノードを
構成する。第３に金属本体１３はこの発明の原理
による電極装置の生物電気的信号検出電極を構成
する。
第３図の右上半部において、電極アセンブリー
の第２の電極装置を示す。電極装置４０は基本的
には電極装置１０の構造を同様である。そして電
極装置４０は電極装置１０と同様のハウジングと
固定リングを有する。しかしながら電極装置４０
は電気化学的電極システムを含まない点で電極装
置１０とは異なつている。電極装置４０は、ハウ
ジング部２６のハウジング部延長部４２の外周凹
所に配置されている、好ましくはAg−リングで
ある金属リング４１によつて構成された生物電気
的信号検出電極を備えている。基本的には金属リ
ング４１は、電極装置１０におけるＯリングの位
置に対応している電極装置４０上の位置に設けら
れる。電極装置４０において、生物電気的信号検
出リング電極４１は、固定リング１７の内面と金
属リング４１の外面との間とハウジング部２６の
ハウジング部延長部４２との間の空間内に限定さ
れている、導電性接触液２０を介して皮膚表面部
と電気的に接続されるか連結される。電極装置４
０の内部空間は空気または電気、熱ともに絶縁性
の成形物で充填される。
の第２の電極装置を示す。電極装置４０は基本的
には電極装置１０の構造を同様である。そして電
極装置４０は電極装置１０と同様のハウジングと
固定リングを有する。しかしながら電極装置４０
は電気化学的電極システムを含まない点で電極装
置１０とは異なつている。電極装置４０は、ハウ
ジング部２６のハウジング部延長部４２の外周凹
所に配置されている、好ましくはAg−リングで
ある金属リング４１によつて構成された生物電気
的信号検出電極を備えている。基本的には金属リ
ング４１は、電極装置１０におけるＯリングの位
置に対応している電極装置４０上の位置に設けら
れる。電極装置４０において、生物電気的信号検
出リング電極４１は、固定リング１７の内面と金
属リング４１の外面との間とハウジング部２６の
ハウジング部延長部４２との間の空間内に限定さ
れている、導電性接触液２０を介して皮膚表面部
と電気的に接続されるか連結される。電極装置４
０の内部空間は空気または電気、熱ともに絶縁性
の成形物で充填される。
ハウジング部延長部４２の中央開口に、電気的
および熱的に非導体部４３が設けられている。部
分４３の中央孔はサーミスタ４４が埋入されてい
る。このサーミスタ４４は、参考２で述べる原理
による、下に敷いている皮膚表面部分の組織にお
ける、初期のあるいは初期でない血液循環の表示
をなす目的を果たす。このサーミスタ４４は、電
極装置に接触する皮膚表面部分に所定量のエネル
ギをサーミスタが供給するために、所定時間の間
所定量の電力を供給される。その後サーミスタ４
４によつて皮膚表面の温度が測定され、温度勾配
が監視される。
および熱的に非導体部４３が設けられている。部
分４３の中央孔はサーミスタ４４が埋入されてい
る。このサーミスタ４４は、参考２で述べる原理
による、下に敷いている皮膚表面部分の組織にお
ける、初期のあるいは初期でない血液循環の表示
をなす目的を果たす。このサーミスタ４４は、電
極装置に接触する皮膚表面部分に所定量のエネル
ギをサーミスタが供給するために、所定時間の間
所定量の電力を供給される。その後サーミスタ４
４によつて皮膚表面の温度が測定され、温度勾配
が監視される。
電極装置１０と４０の多心ケーブル２２はコモ
ン接続体４５に接続される。基本的に接続体４５
は３個の突出片を有する管状体である。環状体の
両端において、第１図に示した内ネジが内面に形
成されていて、この内ネジは、電極装置１０と４
０の電極ハウジング部２６の外ネジと協働するよ
うになつていて、電極アセンブリーの保存や輸送
時に高度にデリケートな、電極装置の前面を機械
的破損から保護するように電極装置１０と４０を
受承するようになつている。
ン接続体４５に接続される。基本的に接続体４５
は３個の突出片を有する管状体である。環状体の
両端において、第１図に示した内ネジが内面に形
成されていて、この内ネジは、電極装置１０と４
０の電極ハウジング部２６の外ネジと協働するよ
うになつていて、電極アセンブリーの保存や輸送
時に高度にデリケートな、電極装置の前面を機械
的破損から保護するように電極装置１０と４０を
受承するようになつている。
多心ケーブル４６の各心は、その第１の端部は
電極装置１０と電極装置４０の多心ケーブル２２
の各心に接続体４５内で接続される。多心ケーブ
ル４６の各心の他端は多重ピンプラグ４７の各ピ
ンに接続される。第３図において、多重ピンプラ
グ４７は、全体が５０で示されている測定装置の
協働コネクタソケツト内に受承される。この測定
装置５０は第４図と第５図を参照して、後に詳述
する。
電極装置１０と電極装置４０の多心ケーブル２２
の各心に接続体４５内で接続される。多心ケーブ
ル４６の各心の他端は多重ピンプラグ４７の各ピ
ンに接続される。第３図において、多重ピンプラ
グ４７は、全体が５０で示されている測定装置の
協働コネクタソケツト内に受承される。この測定
装置５０は第４図と第５図を参照して、後に詳述
する。
第４図と第５図において、電極装置１０と４０
とを含む電極アセンブリーは、装置５０の電子回
路図とともに接続されている。基本的には第４図
に示す電子回路構成はECG（心電計）、HR（心拍
数）とRR（呼吸数）測定装置の通常の差動アン
プである。破線ブロツク５１内で、４つの演算増
幅器５２，５３，５４と５５が含まれている。こ
の演算増幅器５２と５３は、その非反転入力は多
心ケーブル２２と４６の各心を介して各電極装置
即ち各電極装置１０あるいは４０の各生物電気的
信号検出電極に接続される。演算増幅器５２と５
３は、高利得、非反転モードに接続され、その出
力は、抵抗５６と５７を介して演算増幅器５４の
反転入力と非反転入力とに接続される。結果的に
演算増幅器５４と５５とは、演算増幅器５２と５
３から生じ、さらに電極装置１０と４０の生物電
気的信号電極からの電圧の差に対応した応答を生
じる役目をなす。演算増幅器５２と５３の出力は
同抵抗値の抵抗５８と５９に接続され、それらの
共通接続点は演算増幅器５５の反転入力に接続さ
れる。高利得反転モードに接続された演算増幅器
５５はその出力は抵抗６０を介して装置５０の出
力端子６１に接続している。出力端子６１は、１
つしか示していない生物電気的信号基準電極６２
にも接続されている。装置５０は第４図の点線で
示されているブロツク６４内に含まれている、交
流定電流発生器６３を備えている。第４図におい
て、交流発生器６３は電極アセンブリーの生物電
気的検出電極の１つに電流を供給するとともに、
患者の胸を介して電極アセンブリーの他の生物電
気的信号検出電極に接続される。胸のインピーダ
ンスは、患者あるいは被検体の呼吸数に従つて変
化する可変抵抗ΔZと固定抵抗Ｚととを含む２成
分インピーダンスとして示される。上記したよう
に、交流発生器６３は、周波数20〜100KHz、好
ましくは80KHzで、被検体または患者の胸を介し
と電流を供給し、演算増幅器５４の出力はハイパ
スフイルタブロツク６６とAM変調器６７にAM
（振幅変調）信号を供給する。AM変調器６７の
出力は出力端子６９に接続される。端子６９では
ハイパスろ波され、復調されたTTI
（Transthracal impedance経胸インピーダンス）
信号は、オシロスコープや周波数カウンタなどの
TTI信号のピークを数えることによりRR（呼吸
数）を得る外部装置に使える。演算増幅器５４か
らの出力信号は装置５０の直接出力端子７０にて
得られるとともに、出力端子６８に接続された、
ローパスフイルタブロツク６５にも供給される。
ローパスフイルタブロツクの出力即ち、出力６８
の信号は被検体または患者内の生物信号源、即ち
ECG（心電計）からの信号である。出力端子６８
と７０は外部装置へ接続されてもよく、端子６８
はECGを表示するためのオシロスコープやECG
のピークを数えることにより、HR（心拍数）を
得る周波数カウンタに接続される。出力端子７０
は、測定信号を信号処理またはデータ処理装置に
供給するためにＡ／Ｄ（アナログ／デイジタル）
コンバータなどの外部データ処理装置にもうまく
接続できる。
とを含む電極アセンブリーは、装置５０の電子回
路図とともに接続されている。基本的には第４図
に示す電子回路構成はECG（心電計）、HR（心拍
数）とRR（呼吸数）測定装置の通常の差動アン
プである。破線ブロツク５１内で、４つの演算増
幅器５２，５３，５４と５５が含まれている。こ
の演算増幅器５２と５３は、その非反転入力は多
心ケーブル２２と４６の各心を介して各電極装置
即ち各電極装置１０あるいは４０の各生物電気的
信号検出電極に接続される。演算増幅器５２と５
３は、高利得、非反転モードに接続され、その出
力は、抵抗５６と５７を介して演算増幅器５４の
反転入力と非反転入力とに接続される。結果的に
演算増幅器５４と５５とは、演算増幅器５２と５
３から生じ、さらに電極装置１０と４０の生物電
気的信号電極からの電圧の差に対応した応答を生
じる役目をなす。演算増幅器５２と５３の出力は
同抵抗値の抵抗５８と５９に接続され、それらの
共通接続点は演算増幅器５５の反転入力に接続さ
れる。高利得反転モードに接続された演算増幅器
５５はその出力は抵抗６０を介して装置５０の出
力端子６１に接続している。出力端子６１は、１
つしか示していない生物電気的信号基準電極６２
にも接続されている。装置５０は第４図の点線で
示されているブロツク６４内に含まれている、交
流定電流発生器６３を備えている。第４図におい
て、交流発生器６３は電極アセンブリーの生物電
気的検出電極の１つに電流を供給するとともに、
患者の胸を介して電極アセンブリーの他の生物電
気的信号検出電極に接続される。胸のインピーダ
ンスは、患者あるいは被検体の呼吸数に従つて変
化する可変抵抗ΔZと固定抵抗Ｚととを含む２成
分インピーダンスとして示される。上記したよう
に、交流発生器６３は、周波数20〜100KHz、好
ましくは80KHzで、被検体または患者の胸を介し
と電流を供給し、演算増幅器５４の出力はハイパ
スフイルタブロツク６６とAM変調器６７にAM
（振幅変調）信号を供給する。AM変調器６７の
出力は出力端子６９に接続される。端子６９では
ハイパスろ波され、復調されたTTI
（Transthracal impedance経胸インピーダンス）
信号は、オシロスコープや周波数カウンタなどの
TTI信号のピークを数えることによりRR（呼吸
数）を得る外部装置に使える。演算増幅器５４か
らの出力信号は装置５０の直接出力端子７０にて
得られるとともに、出力端子６８に接続された、
ローパスフイルタブロツク６５にも供給される。
ローパスフイルタブロツクの出力即ち、出力６８
の信号は被検体または患者内の生物信号源、即ち
ECG（心電計）からの信号である。出力端子６８
と７０は外部装置へ接続されてもよく、端子６８
はECGを表示するためのオシロスコープやECG
のピークを数えることにより、HR（心拍数）を
得る周波数カウンタに接続される。出力端子７０
は、測定信号を信号処理またはデータ処理装置に
供給するためにＡ／Ｄ（アナログ／デイジタル）
コンバータなどの外部データ処理装置にもうまく
接続できる。
第４図を参照して述べたように、交流発生器６
３は第５図においては、多心ケーブル４６と２２
の各心線を介して、その電流を結果的には信号検
出電極へ各或いは補助電流出力電極７１と７２へ
供給できる。この電流流出と信号検出との分離に
より、被検体または患者の偶発的な動きに対する
生物電気的信号測定システムの感度をよく低減で
きる。
３は第５図においては、多心ケーブル４６と２２
の各心線を介して、その電流を結果的には信号検
出電極へ各或いは補助電流出力電極７１と７２へ
供給できる。この電流流出と信号検出との分離に
より、被検体または患者の偶発的な動きに対する
生物電気的信号測定システムの感度をよく低減で
きる。
第５図に示す装置５０においては、４つの増幅
器と表示ドライバブロツク７３，７４，７５と７
６とはその入力はポーラログラフイ電極システ
ム、電位差計的電極システム、電極装置１０の温
度センサ、電極装置４０のサーミスタにそれぞれ
接続され、またその出力は、酸素分圧、二酸化炭
素分圧、サーモスタテイング温度、予測血循環を
表示するために表示７７，７８，７９と８０に接
続される。第４図の上部において、ブロツク７
３，７４と７５とこれらに対応する表示７７，７
８，７９だけが示されている。第４図における点
線で示す別の実施例では、ローパスフイルタブロ
ツク６５の出力と、AM変調ブロツク６７との出
力が、増幅器と表示ドライバブロツク８１と８２
の入力にそれぞれ接続されている。増幅器と表示
ドライバブロツク８１と８２とは表示７８と７９
とにそれぞれ接続される。結果的に、増幅器と表
示ドライバブロツク７４と７５を省略している、
この別の実施例では、装置は、交代的に酸素分
圧、心拍数呼吸数を表示７７，７８，７９にそれ
ぞれ表示できる。
器と表示ドライバブロツク７３，７４，７５と７
６とはその入力はポーラログラフイ電極システ
ム、電位差計的電極システム、電極装置１０の温
度センサ、電極装置４０のサーミスタにそれぞれ
接続され、またその出力は、酸素分圧、二酸化炭
素分圧、サーモスタテイング温度、予測血循環を
表示するために表示７７，７８，７９と８０に接
続される。第４図の上部において、ブロツク７
３，７４と７５とこれらに対応する表示７７，７
８，７９だけが示されている。第４図における点
線で示す別の実施例では、ローパスフイルタブロ
ツク６５の出力と、AM変調ブロツク６７との出
力が、増幅器と表示ドライバブロツク８１と８２
の入力にそれぞれ接続されている。増幅器と表示
ドライバブロツク８１と８２とは表示７８と７９
とにそれぞれ接続される。結果的に、増幅器と表
示ドライバブロツク７４と７５を省略している、
この別の実施例では、装置は、交代的に酸素分
圧、心拍数呼吸数を表示７７，７８，７９にそれ
ぞれ表示できる。
例
この発明による電極装置１０を含む第３図に示
すこの発明による電極アセンブリーの好ましい実
施例においては、電極装置１０の金属本体１３は
塩素化した下側表面を有する外径９mmの銀本体で
あつた。
すこの発明による電極アセンブリーの好ましい実
施例においては、電極装置１０の金属本体１３は
塩素化した下側表面を有する外径９mmの銀本体で
あつた。
PHガラス電極３１は銀本体の4.5mmの孔に設け
られた、鉛ガラスと主管に溶かされたガラス被膜
を含む。
られた、鉛ガラスと主管に溶かされたガラス被膜
を含む。
PHガラス電極内において、内部電解液と内部導
体または基準電極２２が設けられた。内部電解液
はヨーロツパ特許公開006190に開示されている形
式のものであり、0.5Mフエニルリン酸0.75M
NaOH1と0.01M NaCl、PH＝6.84（25℃）の物質
であつた。
体または基準電極２２が設けられた。内部電解液
はヨーロツパ特許公開006190に開示されている形
式のものであり、0.5Mフエニルリン酸0.75M
NaOH1と0.01M NaCl、PH＝6.84（25℃）の物質
であつた。
PHガラス電極の基準電極はPHガラス電極の電解
液内に浸漬された0.25mm厚の銀導体であつた。カ
ソードワイヤ３４は外径1.4mmの鉛ガラスででき
たガラス管３３内に埋められた25μｍのプラチナ
ワイヤであつた。ＯリングはネオプレンＯリング
であつた。電極ハウジングはラジオメータ形のア
クリロニトリル−ブタジエン−スチレン（ABS）
電極ハウジングであつた。固定リングはラジオメ
ータ形の米国特許4274418記載のアクリロニトリ
ル−ブタジエン・スチレン（ABS）リングであ
つた。被覆は公開デンマーク特許出願3170／82に
記載されている構造を有し、厚さ12μｍのポリテ
トラフルオロエチレン（PTFE）製の基礎膜層か
らなるとともに、4.5mm直径の開口を有するPHガ
ラス電極の露出された外表面区域に対応する開口
が設けられている15μｍの厚さのポリエチレンの
酸素拡散制限内部層からなつていた。電解液は41
％のプロピレングリコール（１，２−プロパンジ
オール）、42.5％グリセリン（１，２，３−プロ
パントリオール）、16.5％の水およびKHCO3／
kcl 20／200mmol／リツトル：を有し、上記パ
ーセントはすべて重量％である。ツエナーダイオ
ード２３はツエナー電圧VZE＝12Vを有し、NTC
抵抗は5.6KΩのNTC抵抗であつた。内部形材２
７はエポキシ形材であつた。電極装置４０におい
て、金属リング４１は0.9mm直径のAg−ワイヤで
あつた。サーミスタ４４は上記5.6KΩ NTC−抵
抗などのNTC抵抗であつた。サーミスタ支持部
４３は部分的にサーミスタを包囲するエポキシレ
ジン形材であり、外径６mm、厚さ１mmを有してい
た。電極装置４０の内部空間４８は空気で満たさ
れた。導電液１９と２０はプロピレングリコール
（１，２−プロパンジオール）物質と50％の水と
200／200mmol／リツトル型KC1／KNO3であつ
た。上記％は重量％であつた。
液内に浸漬された0.25mm厚の銀導体であつた。カ
ソードワイヤ３４は外径1.4mmの鉛ガラスででき
たガラス管３３内に埋められた25μｍのプラチナ
ワイヤであつた。ＯリングはネオプレンＯリング
であつた。電極ハウジングはラジオメータ形のア
クリロニトリル−ブタジエン−スチレン（ABS）
電極ハウジングであつた。固定リングはラジオメ
ータ形の米国特許4274418記載のアクリロニトリ
ル−ブタジエン・スチレン（ABS）リングであ
つた。被覆は公開デンマーク特許出願3170／82に
記載されている構造を有し、厚さ12μｍのポリテ
トラフルオロエチレン（PTFE）製の基礎膜層か
らなるとともに、4.5mm直径の開口を有するPHガ
ラス電極の露出された外表面区域に対応する開口
が設けられている15μｍの厚さのポリエチレンの
酸素拡散制限内部層からなつていた。電解液は41
％のプロピレングリコール（１，２−プロパンジ
オール）、42.5％グリセリン（１，２，３−プロ
パントリオール）、16.5％の水およびKHCO3／
kcl 20／200mmol／リツトル：を有し、上記パ
ーセントはすべて重量％である。ツエナーダイオ
ード２３はツエナー電圧VZE＝12Vを有し、NTC
抵抗は5.6KΩのNTC抵抗であつた。内部形材２
７はエポキシ形材であつた。電極装置４０におい
て、金属リング４１は0.9mm直径のAg−ワイヤで
あつた。サーミスタ４４は上記5.6KΩ NTC−抵
抗などのNTC抵抗であつた。サーミスタ支持部
４３は部分的にサーミスタを包囲するエポキシレ
ジン形材であり、外径６mm、厚さ１mmを有してい
た。電極装置４０の内部空間４８は空気で満たさ
れた。導電液１９と２０はプロピレングリコール
（１，２−プロパンジオール）物質と50％の水と
200／200mmol／リツトル型KC1／KNO3であつ
た。上記％は重量％であつた。
試験セツトアツプでは、第３図図示の実施例で
述べた電極アセンブリーはTCpO2とTCpCO2の
ラジオメータTCM２２２モニタとメインフレー
ムHP78201を含むHewlet−Packardからの心臓
周波数測定装置と、HP78202B型の呼吸数モジユ
ールとHP78203A型の心拍周波数モジユールとに
接続箱を介して接続した。
述べた電極アセンブリーはTCpO2とTCpCO2の
ラジオメータTCM２２２モニタとメインフレー
ムHP78201を含むHewlet−Packardからの心臓
周波数測定装置と、HP78202B型の呼吸数モジユ
ールとHP78203A型の心拍周波数モジユールとに
接続箱を介して接続した。
上記セツトアツプにおけるラジオメータTCM
２２２モニタにより記録された２つのグラフが第
６図に示されている。上のグラフは電極１０と４
０とを固定した胸に対する被検査者のpO2レスポ
ンス、下のグラフはpCO2レスポンスを示す。こ
のレスポンスは同時に記録され、グラフはペンオ
フセツトに関して補償されている。
２２２モニタにより記録された２つのグラフが第
６図に示されている。上のグラフは電極１０と４
０とを固定した胸に対する被検査者のpO2レスポ
ンス、下のグラフはpCO2レスポンスを示す。こ
のレスポンスは同時に記録され、グラフはペンオ
フセツトに関して補償されている。
横軸の単位は２分間に対応し、縦軸の全レンジ
は100mmHgである。第６図から電極装置のpO2
とpCO2測定電極システムは数分で安定し、pO2
とpCO2測定電極システムは被検査者の過度呼吸
により生じるpO2応答におけるＡ点での急増が
pCO2における減少により明らかにに追従される
とき、斉次的に応答する。
は100mmHgである。第６図から電極装置のpO2
とpCO2測定電極システムは数分で安定し、pO2
とpCO2測定電極システムは被検査者の過度呼吸
により生じるpO2応答におけるＡ点での急増が
pCO2における減少により明らかにに追従される
とき、斉次的に応答する。
第７図と第８図において、上述の例で述べたも
のと第３図に示したものの電極アセンブリーの生
物電気的信号のレスポンス（応答）曲線が、上述
のHP呼吸速度および心拍計測装置と関連して通
常用いられる、公知の生物電気的信号検出電極に
よつて得られるレスポンスと比較して示されてい
る。第７図において上側のレスポンスは、
HP78203A心拍周波数モジユールによつて記録さ
れた、この発明による電極アセンブリーの生物電
気的信号検出電極のECG（心電図）レスポンス曲
線であり、下側のレスポンスはHP78203A測定モ
ジユールに接続された公知の生物電気的信号検出
電極により記録されたECGレスポンスである。
第７図の横軸の単位は、２秒間の時間に相当す
る。第７図から明らかなように、２つのレスポン
スは基本的に同じであるが、この発明による電極
アセンブリーの生物電気的信号測定電極システム
は公知の生物電気的信号測定電極システムのレス
ポンス特性と基本的に同じであることが結論され
る。さらにこの発明による電極アセンブリーの生
物電気的信号測定電極システムの損失は公知の電
極システムの損失と同じオーダーである。
のと第３図に示したものの電極アセンブリーの生
物電気的信号のレスポンス（応答）曲線が、上述
のHP呼吸速度および心拍計測装置と関連して通
常用いられる、公知の生物電気的信号検出電極に
よつて得られるレスポンスと比較して示されてい
る。第７図において上側のレスポンスは、
HP78203A心拍周波数モジユールによつて記録さ
れた、この発明による電極アセンブリーの生物電
気的信号検出電極のECG（心電図）レスポンス曲
線であり、下側のレスポンスはHP78203A測定モ
ジユールに接続された公知の生物電気的信号検出
電極により記録されたECGレスポンスである。
第７図の横軸の単位は、２秒間の時間に相当す
る。第７図から明らかなように、２つのレスポン
スは基本的に同じであるが、この発明による電極
アセンブリーの生物電気的信号測定電極システム
は公知の生物電気的信号測定電極システムのレス
ポンス特性と基本的に同じであることが結論され
る。さらにこの発明による電極アセンブリーの生
物電気的信号測定電極システムの損失は公知の電
極システムの損失と同じオーダーである。
第８図において２つの曲線が示されている。上
記の曲線は、上述の呼吸速度モジユール
HP78202Bを用いた、この発明による上述の電極
アセンブリーの生物電気的信号測定電極システム
により記録されたTTI（経胸インピーダンス）レ
スポンスである。下側の曲線はHP78202B呼吸速
度モジユールに接続された公知の生物電気信号検
出電極を用いて記録されたレスポンスを示す。横
軸の単位は２秒である。第８図から明らかなよう
に両レスポンスはともに基本的には同じであり、
すなわち両方の生物電気信号測定電極システムは
ともに同等である。
記の曲線は、上述の呼吸速度モジユール
HP78202Bを用いた、この発明による上述の電極
アセンブリーの生物電気的信号測定電極システム
により記録されたTTI（経胸インピーダンス）レ
スポンスである。下側の曲線はHP78202B呼吸速
度モジユールに接続された公知の生物電気信号検
出電極を用いて記録されたレスポンスを示す。横
軸の単位は２秒である。第８図から明らかなよう
に両レスポンスはともに基本的には同じであり、
すなわち両方の生物電気信号測定電極システムは
ともに同等である。
この発明を特定の実施例について説明したが、
この発明の範囲内でいくつかの変形が可能であ
る。英国特許2073891に述べられている薄膜また
は厚膜技術のこの発明による電極装置またはその
部品として用いられ得る。さらに電極アセンブリ
ーの電極装置から測定装置への伝送は、デンマー
ク特許出願2327／83からの優先権主張を伴なう特
許出願に記載されている原理による多重状態によ
つて行なうこともできる。この発明の電極装置は
国際特許出願PCT／DK81／00035、公開番号
WO81／02831に記載の補償電極をさらに含んで
もよい。
この発明の範囲内でいくつかの変形が可能であ
る。英国特許2073891に述べられている薄膜また
は厚膜技術のこの発明による電極装置またはその
部品として用いられ得る。さらに電極アセンブリ
ーの電極装置から測定装置への伝送は、デンマー
ク特許出願2327／83からの優先権主張を伴なう特
許出願に記載されている原理による多重状態によ
つて行なうこともできる。この発明の電極装置は
国際特許出願PCT／DK81／00035、公開番号
WO81／02831に記載の補償電極をさらに含んで
もよい。
参考
１ “医療機器応用と設計”ジヨン・ジー・ウエ
ブスターホートン ミフインカンパニー、ボス
トンC1978年 ２ “熱的特性測定のための自己加熱性サーミス
タ”ジエイ・ダブリユー、バルバノ、第35回
医学と生物工学学会、 年報、1982年、フイラデルフイア・ペンシルバ
ニア、24巻。
ブスターホートン ミフインカンパニー、ボス
トンC1978年 ２ “熱的特性測定のための自己加熱性サーミス
タ”ジエイ・ダブリユー、バルバノ、第35回
医学と生物工学学会、 年報、1982年、フイラデルフイア・ペンシルバ
ニア、24巻。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DK2301/83 | 1983-05-24 | ||
| DK2301/83A DK230183D0 (da) | 1983-05-24 | 1983-05-24 | Elektrodeanordning til anbringelse pa en hudoverflade |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS60501397A JPS60501397A (ja) | 1985-08-29 |
| JPH0450009B2 true JPH0450009B2 (ja) | 1992-08-13 |
Family
ID=8111452
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59502260A Granted JPS60501397A (ja) | 1983-05-24 | 1984-05-24 | 血中ガスパラメ−タの経皮測定用および生物電気的信号検出用電極装置ならびに該電極装置からなる電極アセンブリ− |
Country Status (7)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4685465A (ja) |
| EP (1) | EP0127148B1 (ja) |
| JP (1) | JPS60501397A (ja) |
| AT (1) | ATE88275T1 (ja) |
| DE (1) | DE3486127T2 (ja) |
| DK (1) | DK230183D0 (ja) |
| WO (1) | WO1984004815A1 (ja) |
Families Citing this family (20)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB8512796D0 (en) * | 1985-05-21 | 1985-06-26 | Bellhouse Brian John | Testing liquids |
| US5030336A (en) * | 1987-06-29 | 1991-07-09 | Koch Cameron J | Polarographic oxygen sensor |
| US4940945A (en) * | 1987-11-02 | 1990-07-10 | Biologix Inc. | Interface circuit for use in a portable blood chemistry measuring apparatus |
| US4929426A (en) * | 1987-11-02 | 1990-05-29 | Biologix, Inc. | Portable blood chemistry measuring apparatus |
| WO1989007465A1 (en) * | 1988-02-09 | 1989-08-24 | Hoefer Juergen | Process for procuring states of well-being using oxygen |
| EP0353328A1 (en) * | 1988-08-03 | 1990-02-07 | Dräger Nederland B.V. | A polarographic-amperometric three-electrode sensor |
| GB8819086D0 (en) * | 1988-08-11 | 1988-09-14 | Univ Wales Medicine | "in-vivo"oxygen tension measurement |
| US5078854A (en) * | 1990-01-22 | 1992-01-07 | Mallinckrodt Sensor Systems, Inc. | Polarographic chemical sensor with external reference electrode |
| DE4139122C1 (ja) * | 1991-11-28 | 1993-04-08 | Fenzlein, Paul-Gerhard, 8500 Nuernberg, De | |
| US5355880A (en) * | 1992-07-06 | 1994-10-18 | Sandia Corporation | Reliable noninvasive measurement of blood gases |
| US5792050A (en) * | 1992-07-06 | 1998-08-11 | Alam; Mary K. | Near-infrared noninvasive spectroscopic determination of pH |
| SE511185C2 (sv) * | 1994-04-25 | 1999-08-16 | Folke Sjoeberg | Förfarande och utrustning för mätning av pH och gashalt i en vätska, i synnerhet blod |
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| US6016704A (en) * | 1997-03-24 | 2000-01-25 | Hobelsberger; Maximilian Hans | Electromechanic transducer with integrated pressure sensor |
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| CN1672357A (zh) * | 2002-07-29 | 2005-09-21 | C－西格雷特有限公司 | 用于电生物身份识别的方法和装置 |
| DE10238310A1 (de) | 2002-08-21 | 2004-03-04 | Erich Jaeger Gmbh | Elektrodenanordnung |
| WO2008052221A2 (en) * | 2006-10-27 | 2008-05-02 | Aretais, Inc. | Use of coherent raman techniques for medical diagnostic and therapeutic purposes, and calibration techniques for same |
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| EP0077054A2 (de) * | 1981-10-13 | 1983-04-20 | Arne Dr. Jensen | Messwertaufnehmer zur gleichzeitigen Messung verschiedener physiologischer Grössen |
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| DE152208C (ja) * | ||||
| BE795571A (fr) * | 1972-02-17 | 1973-06-18 | Beskyttede Virksomheder | Electrode |
| CH610665A5 (ja) * | 1976-03-12 | 1979-04-30 | Hoffmann La Roche | |
| DK139895B (da) * | 1976-06-01 | 1979-05-14 | Radiometer As | Elektrokemisk måleelektrode til transcutan måling. |
| FR2420331A1 (fr) * | 1978-03-23 | 1979-10-19 | Claude Bernard | Tete de mesure combinee, destinee a etre mise en place sur ou dans des parties corporelles, permettant l'obtention simultanee de signaux de mesure relatifs a une activite electrique d'une part et a une activite ionique d'autre part |
| FR2432197A1 (fr) * | 1978-07-27 | 1980-02-22 | Commissariat Energie Atomique | Dispositif de commande d'une barre de controle d'un reacteur nucleaire muni de securites contre l'ejection et le chavirement |
| US4281659A (en) * | 1979-03-12 | 1981-08-04 | Roche Medical Electronics Inc. | Applying and securing percutaneous or transcutaneous probes to the skin especially for fetal monitoring |
| DE2930663A1 (de) * | 1979-07-28 | 1981-02-19 | Hellige Gmbh | Messwertaufnehmer fuer die bestimmung physiologischer groessen des menschlichen oder tierischen koerpers |
| US4320764A (en) * | 1980-06-13 | 1982-03-23 | American Home Products Corporation | Fetal electrode |
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1983
- 1983-05-24 DK DK2301/83A patent/DK230183D0/da not_active Application Discontinuation
-
1984
- 1984-05-24 WO PCT/DK1984/000048 patent/WO1984004815A1/en unknown
- 1984-05-24 JP JP59502260A patent/JPS60501397A/ja active Granted
- 1984-05-24 DE DE8484105955T patent/DE3486127T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1984-05-24 AT AT84105955T patent/ATE88275T1/de active
- 1984-05-24 EP EP84105955A patent/EP0127148B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1984-05-24 US US06/709,027 patent/US4685465A/en not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5827544A (ja) * | 1981-08-10 | 1983-02-18 | 住友電気工業株式会社 | 多項目患者モニタ−を有する測定装置 |
| EP0077054A2 (de) * | 1981-10-13 | 1983-04-20 | Arne Dr. Jensen | Messwertaufnehmer zur gleichzeitigen Messung verschiedener physiologischer Grössen |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| WO1984004815A1 (en) | 1984-12-06 |
| JPS60501397A (ja) | 1985-08-29 |
| DK230183D0 (da) | 1983-05-24 |
| DE3486127D1 (de) | 1993-05-19 |
| EP0127148B1 (en) | 1993-04-14 |
| DE3486127T2 (de) | 1993-07-29 |
| US4685465A (en) | 1987-08-11 |
| ATE88275T1 (de) | 1993-04-15 |
| EP0127148A1 (en) | 1984-12-05 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |