JPH0628654B2 - 酸素濃度の電気化学的測定方法 - Google Patents
酸素濃度の電気化学的測定方法Info
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- JPH0628654B2 JPH0628654B2 JP60173075A JP17307585A JPH0628654B2 JP H0628654 B2 JPH0628654 B2 JP H0628654B2 JP 60173075 A JP60173075 A JP 60173075A JP 17307585 A JP17307585 A JP 17307585A JP H0628654 B2 JPH0628654 B2 JP H0628654B2
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Classifications
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- 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
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- 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
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
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- G01N33/49—Blood
- G01N33/4925—Blood measuring blood gas content, e.g. O2, CO2, HCO3
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
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- G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
- G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
- G01N27/403—Cells and electrode assemblies
- G01N27/404—Cells with anode, cathode and cell electrolyte on the same side of a permeable membrane which separates them from the sample fluid, e.g. Clark-type oxygen sensors
Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 この発明は、種々の物質例えば生体中の酸素濃度を測定
電極と対電極を備える酸素センサを使用して電気化学的
に測定する方法に関する。
電極と対電極を備える酸素センサを使用して電気化学的
に測定する方法に関する。
現代の医術では不整脈の治療に対して埋込み型の心臓ペ
ースメーカが広く使用されている。この場合心筋が刺激
電極から送られる電流パルスによつて刺激される。埋込
まれたペースメーカは一般に一定周波数で動作し、拍動
数を必要に応じて変える健全な心臓の制御については不
完全なシミユレーシヨンとなる。この点で心臓ペースメ
ーカの生理学的制御に努力が払われ、例えば血液又は組
織中の酸素濃度が制御パラメータとして使用される。こ
の場合刺激パルスの周波数は酸素濃度又はＯ２分圧に適
合させて、Ｏ２供給が不充分のとき心臓の鼓動を早める
ようにする。このためにはO2濃度を常時測定しなければ
ならないから、埋込み可能の酸素センサが必要となる。
ペースメーカ内に使用する外に酸素センサは呼吸に際し
ての酸素量の決定にも適し、麻酔時や集中的の患者監視
に際して使用される。
ースメーカが広く使用されている。この場合心筋が刺激
電極から送られる電流パルスによつて刺激される。埋込
まれたペースメーカは一般に一定周波数で動作し、拍動
数を必要に応じて変える健全な心臓の制御については不
完全なシミユレーシヨンとなる。この点で心臓ペースメ
ーカの生理学的制御に努力が払われ、例えば血液又は組
織中の酸素濃度が制御パラメータとして使用される。こ
の場合刺激パルスの周波数は酸素濃度又はＯ２分圧に適
合させて、Ｏ２供給が不充分のとき心臓の鼓動を早める
ようにする。このためにはO2濃度を常時測定しなければ
ならないから、埋込み可能の酸素センサが必要となる。
ペースメーカ内に使用する外に酸素センサは呼吸に際し
ての酸素量の決定にも適し、麻酔時や集中的の患者監視
に際して使用される。
従来血液又は組織の酸素濃度は一般的には体外測定によ
るもので、生体内測定は極めて限定された範囲において
短時間行われていた。この測定の基礎となるのは主とし
て電気化学原理であり、クラーク電池が使用された（米
国特許第2913386号、同第3260656号、同第4076596号の
各明細書）。この種の酸素センサの１つでは測定電極の
前に１つの膜が置かれ、この膜を通して電極に向つて拡
散限界電流が規定され、濃度に比例する測定信号が得ら
れる。
るもので、生体内測定は極めて限定された範囲において
短時間行われていた。この測定の基礎となるのは主とし
て電気化学原理であり、クラーク電池が使用された（米
国特許第2913386号、同第3260656号、同第4076596号の
各明細書）。この種の酸素センサの１つでは測定電極の
前に１つの膜が置かれ、この膜を通して電極に向つて拡
散限界電流が規定され、濃度に比例する測定信号が得ら
れる。
長期に亘る埋込みに対しては上記の測定は、限界電流が
拡散層の性質に強く依存し、埋込み後に必然的に発生す
る結合組織が測定信号を不正化することがあるので不適
当である。この問題の原理的解決法は長期に亘つて埋込
み可能の膜を使用することであるが、この目的に適した
膜はまだ知られていない。
拡散層の性質に強く依存し、埋込み後に必然的に発生す
る結合組織が測定信号を不正化することがあるので不適
当である。この問題の原理的解決法は長期に亘つて埋込
み可能の膜を使用することであるが、この目的に適した
膜はまだ知られていない。
この発明の目的は、測定電極と対電極を備える酸素セン
サを使用し、このセンサを埋込む場合にも長期に亘つて
酸素濃度を測定できる方法を提供することである。
サを使用し、このセンサを埋込む場合にも長期に亘つて
酸素濃度を測定できる方法を提供することである。
上述の目的を達成するため、この発明においては、測定
電極に２つの電位が周期的に加えられ、両電位の一方は
測定電位として−１．４Ｖと−０．４Ｖとの間にあり、
他方は回復電位として−０．２Ｖと＋０．２Ｖとの間に
あり、測定電位が印加されている測定期間と回復電位が
印加されている回復期間の和で表わされるサイクル期間
に対し測定期間は短く選定され、測定期間中に流れる電
流が測定信号として評価される。
電極に２つの電位が周期的に加えられ、両電位の一方は
測定電位として−１．４Ｖと−０．４Ｖとの間にあり、
他方は回復電位として−０．２Ｖと＋０．２Ｖとの間に
あり、測定電位が印加されている測定期間と回復電位が
印加されている回復期間の和で表わされるサイクル期間
に対し測定期間は短く選定され、測定期間中に流れる電
流が測定信号として評価される。
この発明の方法では膜を使用する必要がないので、それ
に伴う欠点が避けられる。この方法の基本原理は、測定
に際して測定電極に接する周囲例えば組織から吸収され
る酸素量をできるだけ少くして、この周囲が酸素欠乏状
態にならないようにすることである。これによつて組織
は変質して結合組織に変ることなく完全な状態にとどま
る。この種の酸素センサは長期の埋込み例えば数年に亘
る埋込みに特に適している。
に伴う欠点が避けられる。この方法の基本原理は、測定
に際して測定電極に接する周囲例えば組織から吸収され
る酸素量をできるだけ少くして、この周囲が酸素欠乏状
態にならないようにすることである。これによつて組織
は変質して結合組織に変ることなく完全な状態にとどま
る。この種の酸素センサは長期の埋込み例えば数年に亘
る埋込みに特に適している。
この発明の基本となつている原理は次のようにして現実
的な方法とすることができる。まず測定電極又はセンサ
電極に比較的長い時間酸化の変換と電極の侵食が起らな
い電位、即ち回復電位を加える。次いで電極に測定電位
を加え、測定に必要とする酸素変換は起るがＯ２の消耗
はできるだけ低く抑えられるようにする。これは測定電
位が加えられている測定期間を比較的短く選び、測定電
位が加えられている測定期間と回復電位が加えられてい
る回復電位との和で表わされるサイクル期間又は回復電
位が加えられている回復期間に比べて短時間とすること
によつて達成される。従つて回復期間は比較的長くして
測定中に生ずる酸素の消耗が組織からの補給により補償
されるようにする。
的な方法とすることができる。まず測定電極又はセンサ
電極に比較的長い時間酸化の変換と電極の侵食が起らな
い電位、即ち回復電位を加える。次いで電極に測定電位
を加え、測定に必要とする酸素変換は起るがＯ２の消耗
はできるだけ低く抑えられるようにする。これは測定電
位が加えられている測定期間を比較的短く選び、測定電
位が加えられている測定期間と回復電位が加えられてい
る回復電位との和で表わされるサイクル期間又は回復電
位が加えられている回復期間に比べて短時間とすること
によつて達成される。従つて回復期間は比較的長くして
測定中に生ずる酸素の消耗が組織からの補給により補償
されるようにする。
サイクル期間はこの発明による方法の場合0.5sと10sの
間、特に1sと5sの間に選ぶと有利である。測定期間は5m
sと100msの間、特に10msと50msの間が有利である。従っ
て測定期間はサイクル期間の1/20以下となる。
間、特に1sと5sの間に選ぶと有利である。測定期間は5m
sと100msの間、特に10msと50msの間が有利である。従っ
て測定期間はサイクル期間の1/20以下となる。
この発明の方法の測定電位はAg/AgCl電極の電位を規準
にして−0.4Ｖと−1.4Ｖの間（可逆水素電極の電位を基
準にして＋0.2Ｖと−0.8Ｖの間）にあり、回復電位はAg
/AgCl電極電位を規準にして−0.2Ｖと−0.2Ｖの間（可
逆水素電極の電位を基準にして＋0.8Ｖと0.4Ｖの間）に
ある。これらの電位値範囲において生理学的随伴物質例
えばブドウ糖、尿素およびアミノ酸が体内の酸素量測定
を妨害しないことが保証されている。
にして−0.4Ｖと−1.4Ｖの間（可逆水素電極の電位を基
準にして＋0.2Ｖと−0.8Ｖの間）にあり、回復電位はAg
/AgCl電極電位を規準にして−0.2Ｖと−0.2Ｖの間（可
逆水素電極の電位を基準にして＋0.8Ｖと0.4Ｖの間）に
ある。これらの電位値範囲において生理学的随伴物質例
えばブドウ糖、尿素およびアミノ酸が体内の酸素量測定
を妨害しないことが保証されている。
電極の周囲を乱したり妨害したりすることなく経過する
この発明の方法では、酸素濃度に関係する還元電流を検
出し測定信号として評価する。この場合測定期間中に流
れる電流を積分し、電荷積分を測定信号として評価する
と有利である。
この発明の方法では、酸素濃度に関係する還元電流を検
出し測定信号として評価する。この場合測定期間中に流
れる電流を積分し、電荷積分を測定信号として評価する
と有利である。
電流の評価又その積分は、測定期間の開始時に関して時
遅れをもつて行うと有利である。これによつて評価の際
最初の２乃至5msで生ずる電極二重層容量の電荷転換が
打消されて、本来の反応電流だけが考慮される。電流の
評価は測定期間の始まりから２乃至４０ms後、特に１０
乃至15ms後に行うと有利である。
遅れをもつて行うと有利である。これによつて評価の際
最初の２乃至5msで生ずる電極二重層容量の電荷転換が
打消されて、本来の反応電流だけが考慮される。電流の
評価は測定期間の始まりから２乃至４０ms後、特に１０
乃至15ms後に行うと有利である。
この発明の方法に使用される酸素センサの測定電極はガ
ラス炭素電極が良好である。ガラス炭素は既に心臓ペー
スメーカの刺激電極材料として認められているもので
（ドイツ連邦共和国特許出願公開第2613072号公報参
照）、人体に対して融和性であり人体内では厚さが１０
０μｍ以下の結合組織で包まれるが、この種の結合組織
層によつては測定電極表面への酸素の拡散は妨害されな
い。更にガラス炭素はほとんど触媒作用を行わないか
ら、人体に特有の物質をほとんど吸収することなく何等
の反応も起さない。ガラス炭素の外には例えば金とパイ
ログラフアイトが測定電極又はセンサ電極の材料として
使用される。この種の電極材料はそれ自体としては公知
である。
ラス炭素電極が良好である。ガラス炭素は既に心臓ペー
スメーカの刺激電極材料として認められているもので
（ドイツ連邦共和国特許出願公開第2613072号公報参
照）、人体に対して融和性であり人体内では厚さが１０
０μｍ以下の結合組織で包まれるが、この種の結合組織
層によつては測定電極表面への酸素の拡散は妨害されな
い。更にガラス炭素はほとんど触媒作用を行わないか
ら、人体に特有の物質をほとんど吸収することなく何等
の反応も起さない。ガラス炭素の外には例えば金とパイ
ログラフアイトが測定電極又はセンサ電極の材料として
使用される。この種の電極材料はそれ自体としては公知
である。
対電極は、不活性で生理学的適合性があり測定電極との
間に大きな二重層容量を形成する材料で作られる。有利
な対電極は白金電極である。その他の電極材料としては
例えば活性ガラス炭素、即ち微孔性の表面層をもつガラ
ス炭素（ドイツ連邦共和国特許出願公開第2613072号公
報参照）および窒化チタン（同第3300668号公報参照）
が使用される。
間に大きな二重層容量を形成する材料で作られる。有利
な対電極は白金電極である。その他の電極材料としては
例えば活性ガラス炭素、即ち微孔性の表面層をもつガラ
ス炭素（ドイツ連邦共和国特許出願公開第2613072号公
報参照）および窒化チタン（同第3300668号公報参照）
が使用される。
この発明の方法に使用される酸素センサには、測定電極
と対電極の外に１つの基準電極を付加すると有利であ
る。基準電極としてはAg/AgCl電極が有利であり、この
種の電極は例えば銀線を塩化物含有溶液中で陽極処理す
るか、塩化銀融体に浸漬することによつて作られる。
と対電極の外に１つの基準電極を付加すると有利であ
る。基準電極としてはAg/AgCl電極が有利であり、この
種の電極は例えば銀線を塩化物含有溶液中で陽極処理す
るか、塩化銀融体に浸漬することによつて作られる。
酸素センサ自体は２電極又は３電極構成となるが、その
電極は微小なカテーテルゾンデの形に組合わせるのが有
利である。このような電極装置は例えば静脈を通して血
液中に入れるか、組織内に埋込むことができる。
電極は微小なカテーテルゾンデの形に組合わせるのが有
利である。このような電極装置は例えば静脈を通して血
液中に入れるか、組織内に埋込むことができる。
この発明の方法は心臓ペースメーカ制御用の酸素センサ
として、あるいはその他の目的をもつて医術、特に麻酔
時および患者監視に使用される。更に環境分析およびプ
ロセス制御に対してもこの原理は適用される。
として、あるいはその他の目的をもつて医術、特に麻酔
時および患者監視に使用される。更に環境分析およびプ
ロセス制御に対してもこの原理は適用される。
実施例と図面についてこの発明を更に詳細に説明する。
この発明の方法において使用される酸素センサの１つの
有利な実施態様では平滑な非活性ガラス炭素からなる測
定電極、対電極としての白金板電極およびAg/AgCl基準
電極が設けられる。この場合電解液は３ＭKCl溶液であ
る。試作酸素センサではこれらの電極がガラス製のセル
内に置かれる。実験の一部は直径２mm、円筒面0.19cm2
の円筒棒形の回転測定電極（回転数毎分２００回転）を
使用して行われた。同じく直径２mmの円盤形測定電極も
使用され、その表面積は0.03cm2であつた。
有利な実施態様では平滑な非活性ガラス炭素からなる測
定電極、対電極としての白金板電極およびAg/AgCl基準
電極が設けられる。この場合電解液は３ＭKCl溶液であ
る。試作酸素センサではこれらの電極がガラス製のセル
内に置かれる。実験の一部は直径２mm、円筒面0.19cm2
の円筒棒形の回転測定電極（回転数毎分２００回転）を
使用して行われた。同じく直径２mmの円盤形測定電極も
使用され、その表面積は0.03cm2であつた。
上記の３電極構造の場合測定電極は金製とすることも可
能で、例えば金の棒が使用される。２電極酸素センサの
場合には例えば平滑ガラス炭素製の測定電極に対して活
性化ガラス炭素から成る大面積の円盤（直径４cm）が対
電極として組合わされる。
能で、例えば金の棒が使用される。２電極酸素センサの
場合には例えば平滑ガラス炭素製の測定電極に対して活
性化ガラス炭素から成る大面積の円盤（直径４cm）が対
電極として組合わされる。
これらの酸素センサにより酸素濃度に応じた測定信号が
良好な再現性をもつて得られ、又種々の電解液を使つた
ときの適確な較正曲線も求められる。電解液としては例
えば生理的食塩水（0.9％NaCl，0.1％NaHCO3）が約１５
０ｍだけ基本電解液として使用される。この基本電解
液には更にブドウ糖、尿素、アミノ酸等の生理的物質が
加えられる。この種の電解液の一例としては、基本電解
液１当りブドウ糖１ｇ、尿素３８８mgおよびアミノ酸
混合物３mgがいずれも生理的最高濃度として加えられ
る。電解液としてはこの外に牛血清、人血清も使用でき
る。
良好な再現性をもつて得られ、又種々の電解液を使つた
ときの適確な較正曲線も求められる。電解液としては例
えば生理的食塩水（0.9％NaCl，0.1％NaHCO3）が約１５
０ｍだけ基本電解液として使用される。この基本電解
液には更にブドウ糖、尿素、アミノ酸等の生理的物質が
加えられる。この種の電解液の一例としては、基本電解
液１当りブドウ糖１ｇ、尿素３８８mgおよびアミノ酸
混合物３mgがいずれも生理的最高濃度として加えられ
る。電解液としてはこの外に牛血清、人血清も使用でき
る。
第１図と第２図に種々の条件においての較正曲線の例を
示す。これらはいずれも試験管測定によるもので、酸素
濃度ＣＯ２に対する変換電荷量Ｑの関係を表わす。曲線
１０（第１図）と曲線２０（第２図）は基本電解液単独
のもの、曲線１１と２１は生理的物質を含む基本電解液
のもの、曲線１２と２２は牛血清のものである。
示す。これらはいずれも試験管測定によるもので、酸素
濃度ＣＯ２に対する変換電荷量Ｑの関係を表わす。曲線
１０（第１図）と曲線２０（第２図）は基本電解液単独
のもの、曲線１１と２１は生理的物質を含む基本電解液
のもの、曲線１２と２２は牛血清のものである。
第１図の較正曲線の場合には平滑なガラス炭素電極が測
定電極として使用され、第２図の較正曲線の場合には金
電極が測定電極として使用された対電極としてはいずれ
も白金電極が使用され、基準電極としてはいずれもAg/A
gClが使用された。実験は室温（約２４〜２８℃）で行
われ、両側定電極に対してサイクル期間は１ｓ、測定期
間は５０msとした。回復電位は両電極において約０Ｖ、
測定電位はガラス炭素電極では約−１Ｖ、金電極では約
−0.8Ｖであつた。これらはいずれもAg/AgCl基準電極を
基準にしたものである。
定電極として使用され、第２図の較正曲線の場合には金
電極が測定電極として使用された対電極としてはいずれ
も白金電極が使用され、基準電極としてはいずれもAg/A
gClが使用された。実験は室温（約２４〜２８℃）で行
われ、両側定電極に対してサイクル期間は１ｓ、測定期
間は５０msとした。回復電位は両電極において約０Ｖ、
測定電位はガラス炭素電極では約−１Ｖ、金電極では約
−0.8Ｖであつた。これらはいずれもAg/AgCl基準電極を
基準にしたものである。
第１図と第２図から基本電解液単独の場合もブドウ糖、
尿素およびアミノ酸が加えられている場合、更に牛血清
を電解液とする場合のいずれにおいても良好な較正曲線
が求められることが明らかである。
尿素およびアミノ酸が加えられている場合、更に牛血清
を電解液とする場合のいずれにおいても良好な較正曲線
が求められることが明らかである。
この発明の方法に優先的に使用されるＯ２モニタと呼ば
れる制御ならびに指示計器は測定電極、対電極および基
準電極を備える電気化学セルを酸素センサとし、これに
ポテンシヨメータ、電圧源および積分器が設けられてい
る。酸素センサの３電極はポテンシヨメータに接続さ
れ、電圧源からは信号がポテンシヨメータに与えられ、
これによつて両電位によるサイクル経過が決定される。
電位が負値即ち測定電位に飛躍すると、電圧源はある遅
延時間の後にトリガパルスを時間制御積分器に与える。
積分器はポテンシヨメータを通して測定電極を流れる電
流の積分を開始し、測定期間が終つて電位が切換えられ
るまでそれを続ける。そのために積分器がポテンシヨメ
ータに結ばれている。電荷量の形の測定信号はこのよう
にして二重層の容量電流の影響を受けることなく酸素濃
度に応ずる値をもつて指示計器に表示される。
れる制御ならびに指示計器は測定電極、対電極および基
準電極を備える電気化学セルを酸素センサとし、これに
ポテンシヨメータ、電圧源および積分器が設けられてい
る。酸素センサの３電極はポテンシヨメータに接続さ
れ、電圧源からは信号がポテンシヨメータに与えられ、
これによつて両電位によるサイクル経過が決定される。
電位が負値即ち測定電位に飛躍すると、電圧源はある遅
延時間の後にトリガパルスを時間制御積分器に与える。
積分器はポテンシヨメータを通して測定電極を流れる電
流の積分を開始し、測定期間が終つて電位が切換えられ
るまでそれを続ける。そのために積分器がポテンシヨメ
ータに結ばれている。電荷量の形の測定信号はこのよう
にして二重層の容量電流の影響を受けることなく酸素濃
度に応ずる値をもつて指示計器に表示される。
上記のＯ２モニタを使用して人の血清中の酸素濃度を測
定した結果を第３図に示す。この場合酸素濃度はＯ２，
ＣＯ２およびＮ２の混合ガスを流し込んで段階状に変化
させた。第３図の曲線から分るように測定電極としてガ
ラス炭素電極を使用するＯ２センサの応答時間は人の血
清中の酸素濃度を変えた場合比較的短い。
定した結果を第３図に示す。この場合酸素濃度はＯ２，
ＣＯ２およびＮ２の混合ガスを流し込んで段階状に変化
させた。第３図の曲線から分るように測定電極としてガ
ラス炭素電極を使用するＯ２センサの応答時間は人の血
清中の酸素濃度を変えた場合比較的短い。
第１図と第２図はこの発明の方法による種々の条件の下
においての較正曲線を示し、第３図はこの発明の方法に
より人の血清中の酸素濃度を測定した結果を示す。 縦軸のＱは変換電荷量（単位μAsおよびnAs）であり、
横軸は第１図、第２図ではＱ２濃度（％）、第３図では
測定時間（分）である。
においての較正曲線を示し、第３図はこの発明の方法に
より人の血清中の酸素濃度を測定した結果を示す。 縦軸のＱは変換電荷量（単位μAsおよびnAs）であり、
横軸は第１図、第２図ではＱ２濃度（％）、第３図では
測定時間（分）である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ゲルハルト、リヒター ドイツ連邦共和国エルランゲン、アンデル ラウザイヒエ30
Claims (9)
- 【請求項１】測定電極に２つの電位が周期的に加えら
れ、両電位の一方は測定電位として−１．４Ｖと０．４
Ｖとの間にあり、他方は回復電位として−０．２Ｖと＋
０．２Ｖとの間にあり、測定電位が印加されている測定
期間と回復電位が印加されている回復期間の和で表わさ
れるサイクル期間に対し測定期間は短く選定され、測定
期間中に流れる電流が測定信号として評価されることを
特徴とする測定電極と対電極を備える酸素センサを使用
して酸素濃度を電気化学的に測定する方法。 - 【請求項２】サイクル期間が０．５ｓと１０ｓとの間に
選ばれることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の
方法。 - 【請求項３】測定期間が５msと１００msとの間に選ばれ
ることを特徴とする特許請求の範囲第１項又は第２項記
載の方法。 - 【請求項４】電流の評価が測定期間の開始時から遅れて
行われることを特徴とする特許請求の範囲第１項乃至第
３項の１つに記載の方法。 - 【請求項５】電流の評価が測定期間の開始後２乃至４０
ms後に行われることを特徴とする特許請求の範囲第４項
記載の方法。 - 【請求項６】測定信号として置換された電荷が使用され
ることを特徴とする特許請求の範囲第１項乃至第５項の
１つに記載の方法。 - 【請求項７】測定電極としてガラス炭素電極が使用され
ることを特徴とする特許請求の範囲第１項乃至第６項の
１つに記載の方法。 - 【請求項８】対電極として白金電極が使用されることを
特徴とする特許請求の範囲第１項乃至第７項の１つに記
載の方法。 - 【請求項９】基準電極が補助的に設けられることを特徴
とする特許請求の範囲第１項乃至第８項の１つに記載の
方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE19843429583 DE3429583A1 (de) | 1984-08-10 | 1984-08-10 | Verfahren zur elektrochemischen bestimmung der sauerstoffkonzentration |
| DE3429583.6 | 1984-08-10 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6152856A JPS6152856A (ja) | 1986-03-15 |
| JPH0628654B2 true JPH0628654B2 (ja) | 1994-04-20 |
Family
ID=6242841
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60173075A Expired - Lifetime JPH0628654B2 (ja) | 1984-08-10 | 1985-08-06 | 酸素濃度の電気化学的測定方法 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4853091A (ja) |
| EP (1) | EP0170998B1 (ja) |
| JP (1) | JPH0628654B2 (ja) |
| AT (1) | ATE178715T1 (ja) |
| DE (2) | DE3429583A1 (ja) |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3841623A1 (de) * | 1988-12-10 | 1990-06-13 | Draegerwerk Ag | Dosimeter mit wiederverwendbarer elektrochemischer messzelle |
| DE4014109A1 (de) * | 1990-05-02 | 1991-11-07 | Siemens Ag | Elekrochemische bestimmung der sauerstoffkonzentration |
| EP0465708B1 (de) * | 1990-07-11 | 1996-05-22 | Siemens Aktiengesellschaft | Anordnung zur elektrochemischen Bestimmung des Sauerstoffpartialdruckes pO2 in einem flüssigen Messmedium und Verfahren zum Betrieb der Anordnung |
| JPH0820412B2 (ja) * | 1990-07-20 | 1996-03-04 | 松下電器産業株式会社 | 使い捨てセンサを用いた定量分析方法、及び装置 |
| US5746898A (en) * | 1990-08-10 | 1998-05-05 | Siemens Aktiengesellschaft | Electrochemical-enzymatic sensor |
| FR2675260B1 (fr) * | 1991-04-12 | 1994-10-21 | Aix Marseille Univers Droit Ec | Procede et appareil pour le dosage electrochimique d'un corps dans une solution. |
| DE4141113A1 (de) * | 1991-12-13 | 1993-06-17 | Hornschuch Ag K | Grossflaechige verkleidungsteile aus thermoplastischen kunststoffen fuer dfen kfz-innenbereich und verfahren zu deren herstellung |
| EP0593990B1 (de) * | 1992-10-19 | 1999-07-07 | Pacesetter AB | Implantierbarer Sauerstoffsensor für einen Herzschrittmacher |
| DE4335487C2 (de) * | 1993-10-18 | 2003-12-18 | St Jude Medical | Sauerstoffsensor |
| US5361624A (en) * | 1993-11-02 | 1994-11-08 | General Motors Corporation | Sensor for dissolved air in brake fluid and method of using the same |
| DE4404130A1 (de) * | 1994-02-09 | 1995-08-10 | Siemens Ag | Elektrochemische Bestimmung der Sauerstoffkonzentration |
| DE4408021A1 (de) * | 1994-03-10 | 1995-09-14 | Bosch Gmbh Robert | Vorrichtung zur Erfassung des Sauerstoffgehalts in Gasen |
| GB2292805B (en) * | 1994-08-26 | 1998-09-09 | Mil Ram Techn Inc | Method and apparatus for the detection of toxic gases |
| US5531714A (en) * | 1994-11-01 | 1996-07-02 | M. Patricia Lange | Self-guiding, multifunctional visceral catheter |
| US5520178A (en) * | 1994-11-01 | 1996-05-28 | M. Patricia Lange | Self-guiding, multifunctional visceral catheter |
| DE4440224A1 (de) * | 1994-11-10 | 1996-05-15 | Pacesetter Ab | Verfahren zur Herstellung einer Sensorelektrode |
| DE4445948C2 (de) * | 1994-12-22 | 1998-04-02 | Draegerwerk Ag | Verfahren zum Betreiben einer amperometrischen Meßzelle |
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| SE9603569D0 (sv) * | 1996-09-30 | 1996-09-30 | Pacesetter Ab | Electrochemical sensor |
| US5968340A (en) * | 1997-04-07 | 1999-10-19 | Marine Biological Laboratory | Polarographic self-referencing probe and method for using |
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| SE9703958D0 (sv) | 1997-10-29 | 1997-10-29 | Pacesetter Ab | Method and device for determination of concentration |
| DE19925921A1 (de) * | 1999-06-07 | 2000-12-28 | Siemens Ag | Verfahren und Gassensor zur Bestimmung des Sauerstoff-Partialdrucks |
| DE10010081A1 (de) * | 2000-03-02 | 2001-09-13 | Nmi Univ Tuebingen | Vorrichtung und Elektrodenanordnung für elektrophysiologische Untersuchungen |
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| US6671561B1 (en) | 2000-05-01 | 2003-12-30 | Biosense Webster, Inc. | Catheter with electrode having hydrogel layer |
| JP4573514B2 (ja) * | 2003-10-24 | 2010-11-04 | 東亜ディーケーケー株式会社 | 定電位電解式ガス測定方法 |
| CA2755728A1 (en) * | 2009-03-16 | 2010-09-23 | Arkray, Inc. | Method of continuously measuring substrate concentration |
| JP7005769B2 (ja) * | 2017-12-21 | 2022-01-24 | シーメンス・ヘルスケア・ダイアグノスティックス・インコーポレイテッド | 安定化酸素を含む組成物およびその作製方法 |
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|---|---|---|---|---|
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| US3260656A (en) * | 1962-09-27 | 1966-07-12 | Corning Glass Works | Method and apparatus for electrolytically determining a species in a fluid |
| US3259124A (en) * | 1963-07-19 | 1966-07-05 | Beckman Instruments Inc | Catheter transducer for in vivo measurements |
| SE351928B (ja) * | 1970-11-17 | 1972-12-11 | R Lindquist | |
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| GB1531761A (en) * | 1976-06-30 | 1978-11-08 | Edt Supplies Ltd | Electrochemical detector system |
| US4076596A (en) * | 1976-10-07 | 1978-02-28 | Leeds & Northrup Company | Apparatus for electrolytically determining a species in a fluid and method of use |
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| DE3129988A1 (de) * | 1981-07-29 | 1983-02-17 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | "verfahren und vorrichtung zur bestimmung von harnstoff" |
| WO1983001687A1 (en) * | 1981-10-29 | 1983-05-11 | Short, David, Leslie | Pulsed electro-analysis |
| US4419210A (en) * | 1982-08-09 | 1983-12-06 | Photovolt Corporation | Polarographic electrode |
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-
1984
- 1984-08-10 DE DE19843429583 patent/DE3429583A1/de not_active Withdrawn
-
1985
- 1985-07-26 EP EP85109394A patent/EP0170998B1/de not_active Expired - Lifetime
- 1985-07-26 AT AT85109394T patent/ATE178715T1/de not_active IP Right Cessation
- 1985-07-26 DE DE3588209T patent/DE3588209D1/de not_active Expired - Lifetime
- 1985-08-06 JP JP60173075A patent/JPH0628654B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1988
- 1988-04-26 US US07/186,755 patent/US4853091A/en not_active Expired - Lifetime
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| EP0170998A2 (de) | 1986-02-12 |
| DE3429583A1 (de) | 1986-02-20 |
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