JPS58501659A

JPS58501659A - 血液パラメータ経皮測定用の電気化学的測定電極装置および血液パラメータ経皮測定装置

Info

Publication number: JPS58501659A
Application number: JP57503151A
Authority: JP
Inventors: バウムバッハ・パ−・レンナルト; ポ−ルセン・イオ−ルゲン
Original assignee: ラジオメ−タ・アクチセルスカベット
Priority date: 1981-10-13
Filing date: 1982-10-12
Publication date: 1983-10-06
Also published as: ATE45278T1; WO1983001510A1; EP0077073A2; DE3279860D1; US4539994A; EP0077073B1; DK150843C; DK268183D0; DK150843B; DK268183A; EP0077073A3

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】

血液パラメータの経皮測定方法およびその方法実施用の電気化学的測定電極装置本発明は、血液ガスの分圧の如き血液ノでラメータの経皮測定用の電気化学的測定電極装置に関するものである。経皮測定技術は当業者にはよく知られている。経皮測定技術に従って、問題となっている血液／Ｎ６ラメータを測定するだめの電極装置は、血液、＜ラメ−タカ（測定される被検者の皮膚表面に当接される。電極装置は、予め設定された温度、通常は（被測定血液〕くラメータが例えば酸素の如き血液ガスの分圧である時）、電極と接触する皮膚表面に局部的万充血を生じせしめるような常態皮膚温度よりも高い温度に温度調節される。経皮測定が行なわれる皮膚領域においである最小の潅流値以上であると、経皮的に測定されるノ々ラメータ、例えば血液ガス分圧は、臨床目的のために通常用いられる値である該当する動脈値を反映している。上記最小の値以下であると、経皮的に測定されたノ々ラメータはもはや動脈値を反映したものとは考えられない。このために、血・催パラメータの局部的な経皮測定に付随して局部的な毛細管血液流を監視することが重要となる。さらに、上記潅流に加えて、新陳代謝の酸素消費、毛細管温度、および皮膚拡散変化度５も知られまたは算定されている時、経皮測定値を、実際の動脈値と高度に相関する計算値に変換する計算方法が提案されている。例えば、ジャーナル・オブ・クリニカル・エンジニアリング（Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ｃ１１ｎｉｃａｌ　Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ）６、Ｎ（Ｌｌ、１９８１年１月／り月、４１〜４７ページ（参考文献１）、パース・デフエクツ、オリジナル・アーテイク／Ｌ／−シリーズ（Ｂｉｒｔｈ　Ｄｅｆｅｃｔｓ、ＯｒｉｇｉｎａｌＡｒｔｉｃｌｅ　５ｅｒｉｅｓ）　ｌ　５巻、Ｎα４，１９７９年、１６７〜１８２ページ（参考文献２）、およびクリティカル・ケアーメデイシン（Ｃｒｉｔｉｃａｌ　Ｃａｒｅ　ｍｅｄｉｃｉｎｅ　）１９８１年１０月、９巻、　ＮＯ，１０、７３６〜７４１ページ（参考文献３）において、経皮的な電気化学的測定装置に印加される電力を測定して該装置を一定温度に維持することによって、局部的な毛細管血液流を監視することが提案されている。しかしながら、参考文献１によると、全センサー力の約１０〜１５％°のみしか潅流に依存していない。参考文＠２には、周囲との熱交換を電極装置上の加熱容器によって抑制し、加熱容器は水を循環させて電極温度に維持する装置が提案されているが、電極から皮膚へ移動した熱の約３０％しか流動に関係していないとの報告かある。参考文献３には、被検者の前腕に載置するのに適した化合した０２／ＣＯ２および流動センサーが提案されている。第１加熱装置と熱伝導接触に配置されるとともに、センサーと接触する皮膚表面において局部的な充血を生じせしめるのに役立つ第１自動制御ヒータ／サーミスタとは別に、センサーの外側に配置゛された第２加熱装置と熱伝導接触に配置される第２自動制御ヒータ／サーミスタが設けられている。第２自動制御ヒータ／サーミスタは、第１加熱装置の温度よりも０，５°Ｃ低い温度に第２加熱装置の温度を維持することができる。それで、皮膚表面と接触しない第２加熱装置は、断熱のために役立つのみである。被検者または＠肴の全前腕を包囲するように配置されるとともに、さらに絶縁性を向」ニさせる閉塞システムに関連して使用される時、センサーは、全センサー力のほぼ５０％の皮膚に潅流依存熱移送を記録できると報告されている。本発明は、熱伝導関係に皮膚表面に当接するのに適した表面部を有する熱伝専利製であって、使用の際に血液パラメータに応答するのに適したセンサー手段と、予め設定した温度に調節するだめの第１温度調節手段とを有するボディを備え、開口部を形成する環状表面部を有する容器形状のジャケットを備え、前記ジャケット内で間隔を置いた断熱関係に前記ボディが載置され、該ボディの表面部が皮膚表面と熱伝導関係にある時に該環状表面部が該皮膚表面と熱伝導関係にあるように該ボディの表面部は該環状表面部と実質的に接合し、該ボディからの熱移動または熱流動が実質的に単一方向となる温度に該ジャケットを温度調節するだめの第２温度調節手段を該ジャケットに設け、該ボディと該ジャケット間の間隔を置いた断熱関係は、該ジャケットが、使用に際して、該ボディからの熱流の全てを該ボディの真下の皮膚層に実質的に向けるように環状表面部下の皮膚中で事実上の加熱ジャケットとなることを特徴とする血液パラメータの経皮測定用電気化学的測定電極装置を提供するものである。通常、ボディとジャケット間の間隔を置いた断熱関係は、ボディの外・側周辺とジャケットの隣接内側表面？棲ｆｌ＃５８−５０１６５９　（４）との間で実質的に狭い空間を形成するものである。ジャケットは、原理的には、ボディの温度とは異なる温度に加熱することができるが、一般には、ボディとジャケットとは、これらの間で熱流か発生しないように同一温度に加熱されるのに適したものであるのが好ましい。在来の電極装置の場合と同様に、その構成は、通常、ボディが実質的に円形の円筒形状であるときに最も好ましく、ジャケットは、ボディに対して同軸的に配置された実質的に環状の壁部を備えているのが好ましい。潅流変化に対する高度な感度および敏速な応答を得るだめに、ボディの温度調節時定数および熱時定数は共に貼くあるべきである。（ボディの活動的、加熱機能に関係した）温度調節時定数は、システムがボディからの力移送にすぐさま応答するとともに一定温度を維持することのできるように低くなければならない。温度調節時定数は、ボディによって構成されるシステムの加熱抵抗と、ボディを加熱する加熱手段とに比例し、したがって、ボディと、第１温度調節手段の加熱手段との間の有効・表熱伝導定数は、可能な限り高いものであるべきである。（受動的、冷却機能に関係した）熱時定数は、システムが血液流に、よってより強力な消費をすぐさま感知できるように低くなければならない。熱時定数はボディの熱容量に比例し、低い熱容量を得るために、ボディの容積は可能な限り小さいものであるべきである。同時に、ボディと皮膚表面間の熱伝導接触領域は、可能な限り太きいものであるべきである。ボディが円板形状であυ、第１温度調節手段の加熱手段間に最適の熱伝導接触があり、与えられた熱伝導皮膚接触領域で可能な最小の容積となるとき、これらの考慮事項の全てが満たされるのか最善である。第１温度調節手段は、原理的には、上記の考慮に適合する加熱手段と温度感知手段とを組み合わせて構成することができる。実際に適合することか判明した１つの組み合わせは、ＮＴＣ抵抗器と加熱抵抗器とから成る。第１温度調節手段が第１厚膜基板に配置されるとともに１本発明の好ましい実施例に従って、第１温度調節手段か第１厚膜基板上で厚１１ψ要素として敷設され、該厚膜基板が好ましくはボディを構成しているとき、コンパクトでかつ・平坦な構造物を得ることができる。上述したことに従って、この厚膜基板は、平坦形状捷たは平坦で凸面形状をしているのか好ましい。この厚膜基板は、約０．２〜１．５　ｍＷ、特に約０．３〜０．８　ａｒｍの厚みを有しているのが好ましい。厚膜基板の直径は通常は約５〜１２閂である。電気的な絶縁性と特有な熱容量性とを好都合に組み合わせるために本発明の目的に特に適合する厚膜基板は、アルミナまだはべりリア製の厚膜基板である。ボディは薄膜技術を用いて製造することもできる。この場合に、センサー手段と温度調節手段とは、通常、＃膜技術によってボディに収められる。この薄膜基板は、例えは、アルミナまだはべりリアの如きセラミック材捷たはシリコンで製することができる。ボディ用（寂よび要すれば電極装置の他の要素、特にジャケットの温度感知手段用）に薄膜技術を用いる時、ボディの寸法は厚膜ボディ用に上記したのと同様でよいが、薄膜技術では、より薄いおよび／またはより小さいボディを用いることもでき、さらに１つおよび同一ボディにいくつものセンサーを取り付けることかできる。ジャケットの温度調節時定数は、ジートケットか温度調節において可能・・なかぎり敏速に応答できるように、８可能なかぎり低くするべきである。他方、ジャケットの受動的冷却に関するジャケットの熱時定数は、可能なかぎシ高くするべきである。それで、ジャケットは、その目的のために適当な特有の熱容量を示すいかなる材料、例えば銅または銀の如き金属から製することができる。ジャケットを温度調節する手段は、ボディを温度調節する手段と類似の要素で構成するのが望ましい。それで、この第２温度調節手段は、ＮＴＣ抵抗器と加熱抵抗器とで構成するとともに、厚膜基板上でジャケットと熱伝導結合に配置されるのが適切である。同様に、この第２温度調節手段は、好ましくは平坦形状捷たは平坦−凸面形状を有する円形基板である厚膜基板上で厚膜要素として適切に構成される。この基板もまた、アルミナまたはべりリア製であるのが好ましい。ボディとジャケット間の熱抵抗は、ボディとジャケット間で熱的混線を実質的に排除するだけ充分に高いものであるべきである。この理由から、ジャケットとボディ間の熱抵抗は、ボディと皮膚表面下の毛細管床上の間の熱抵抗よシも大きさの位が少なくとも１つ（１０倍）大きいのる（好ましい。約ＩＱ、５ｍの直径を有特表昭５８−５０１６５９（５）するアルミナ製の円形ボディでは、ボディの外側周辺部とジャケットの隣接内側面間の距離が２　ｍｇであって、かつボディの上面とジャケットの下面間の距離が３闘であるときに、上記の条件が満たされる。電気化学的測定電極装置のセンサー手段は、電気化学的測定電極によって測定できるいかなる血Ｑ　ノ＜ラメータ、例えば血液ガスのｐＨまだは分圧を測定するのに適したセンサー手段とすることができる。この目的に適合するセンサー手段の実例として１例えば、ラジオメータ社によるデンマーク国特許出願第１６５０／８１号および第１６７６／８１号明細書に記載されたものを挙げることができ、例えば、酸素および／または二酸化炭素の分圧を測定するだめのセンサー手段かう成っていてもよい。センサー手段が酸素の分圧の測定に適合するものである時、そのセンサー手段は、酸素の電気化学的還元のできる貴金属製の陰極と、その陰極と協働するとともに好ましくは銀製の陽極とから構成することができる。電気化学的測定電極装置を構成するだめの既知の原理に従って、本発明による装置は、通常、薄膜と電解液とを備え、その・、電解液を閉じ込める空間を形成する０ようにボディの表面部に隣接して上記薄膜を配置することかできる。本発明はまた、熱伝導関係に皮膚表面に当接するのに適した表面部を有する熱伝導材製であって、使用の際に血液パラメータに応答するのに適したセンサー手段と、第１温度調節手段とを有するボディを備え、開口部を形成する環状表面部を有する容器形状のジャケットを備え、間隔を置いた断熱関係に前記ジャケット内で前記ボディが載置され、該環状表面部が該皮膚表面と熱伝導関係にあるように該ボディの表面部は該環状表面部と実質的に接合し、第２温度調節手段を該ジャケットに設け、該ボディと該ジャケット間の間隔を置いた断熱関係は、該ジャケットが、該ボディからの熱流の全てを該ボディの真下の皮膚層に実質的に向けるように該環状表面部下の皮膚中で事実上の加熱ジャケットとなることができるものである電気化学的測定゛直棒装置を、被検者の皮膚表面に当接し、前記ボディを予め設定した温度に温度調節し、前記ボディからの熱移動または熱流動が実質的に単一方向となる温度に前記ジャケットを温度調節して、前記ジャケットは、実質的に向けるように該ボディの周辺を取り囲む皮膚中で事実上の加熱ジャケットを確立し、予め設定された温度に前記ボディを温度調節するために供給される電力を測定して、該ボディが熱伝導関係にある皮膚中の血液流量を算定し、前記センサー手段によって血液パラメータを測定することを特徴とする血液パラメータの経皮測定方法に関するものである。問題の血液パラメータの測定は、通常、常套の増巾および／″！、たは記録手段を用いて行なわれる。ボディとジャケットとは、それらの間で熱流が発生しないように、同一温度に温度調節されているのが好捷しい。常套的に、血液流を測定する時、電極下の潅流によって排出される力は、以下の式のように表わすことができる：Ｑ−ＦｘＣｘΔＴｘＡ〔式中、Ｑは排出される力、Ｆは血液流、Ｃは血液の熱容量、ΔＴは血液の温度増加分、すなわち、毛細管温度ＴＣと動脈温度捷たは深層体温’１７Ｄｎ−ｒとの差、Ａは・・電極装置の面積である。〕この式は以下の式に置き換えることができる：Ｆ＝Ｑ／（Ｃｘ、（ＴＸＡ　）式中のＱは、閉塞前の力ＰＦを測定するとともに閉塞中の力ＰＵを測定し、以下の式から計算することができる：Ｑ＝ＰＦ−Ｐｕ式中のＡおよびＣは一定値であり、ΔＴは測定することができる。上記したように以下の式が成立する： ΔＴ　＝　ＴＣ−ＴＤＢＴここで、Ｔ　ＤＢＴは、前腕に当接するためにほぼ３４〜３５°Ｃに算定できるし、捷だは以下に述べるように測定することもできる。ＴＣは、電極温度ＴＥ　、　Ｐｐ、および電極から毛細管組織への熱抵抗Ｒから以下の式で計算することができる：ＴＨ−ＴＣ＝　ＰＦ　Ｘ　Ｒこの式は以下の２式に置き換えることができる：ＴＣ＝ＴＥ　−ＰＦ　ｘＲＰＵ、すなわち閉塞中に発生した力は、Ｆが連続的に記録できた後には単一の閉塞中に決定することかできる。この場合、深層体温が算定されるが、しかしながら、血液流Ｆを測定するだめの上記方法は、測定結果が深層体温Ｔ　ＤＢＴ中の変化によって影響を受けるので、１つの大きな障害をこうむることになる。深層体温の変化によって、除去される力Ｑの大きな変化、および必然的に、血液流の実際の測定結果の大きな変化が生じる。フォックス（Ｆａｘ）氏と”ｊ　！Ｊ　ハン（３ｕｌｌｉｖａｎ）氏とによるジャーナル・オブ・フィジイオロジイ（Ｊｏｕｒｎａｌｏｆ　Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ）　１９７０年、　２１２号、８〜１゜ページの論文において、皮膚表面部での深層体温ＴＤＩ”測定方法が記載きれている。コバヤシ氏、ネモト氏、カニャ氏およびタガヮ氏によるメディカル・アンド・バイオロジカル・エンジニアリング（Ｍｅｄｉｃａｌ　ａｎｄＢｉｏｌｏｇｉｃａｌ　Ｅｎｇｉｎｅｒｉｎｇ）　ｌ　９７５年５月、３６１〜３６３ページの論文において、深層体温測定方法の仔細が記載され・ている。測定方法実施用の探査針も記載されており、その探査針は、加熱手段を設けている熱伝導材製のジャケット形状容器内で互いに頂部に配置された２つのサーミスタから構成されている。上方サーミスタは、被検番または患者の皮膚表面と接触するように配置できるジャケット形状容器と熱伝導接触状に配置され、該容器内に配置された下方サーミスタもまた、皮膚表面と接触するように配置されている。深層体温ＴＤＢＴは、２つのサーミスタ間の温度差がゼロとなる、すなわち、探査針を横切る熱流がゼロとなるように、容器の加熱を制御することによって、測定することができる。２つのサーミスタ間の熱差かゼロである時、２つのサーミスタのいずれかによって決定される温度は深層体温ＴＤＢＴと約９合っている。本発明の特徴に従って、上記した深層体温測定方法は、本発明による電気化学的測定電極装置によって行なうことかできる。皮膚表面と接触する特有のジャケット構成によって、本発明による電気化学的測定″電極装置は、他の変形実施態様においても、上記測定方法を行なうことができるし、」二記血液流ｄｉｄ定方法用の深層体？ｂｎ　８！ＩＩ定結果を、きわめて上品に得ることができる。他の実施昨様に・・おいて、ジャケットは、第１温度調節手段の温度感知手段によって記録される温度と、第２温度調節手段の温度感知手段によって記録される温度とか、互いに同一でかつ深層体温ＴＤＢＴと同一であるような温度に、温度調節される。本発明を図■に基づいてさらに詳細に説明する。図中、第１図は皮膚表面に配置した本発明による電気化学的測定電極装置の第１実施例の立面断面図、第２図は本発明による電気化学的測定電極装置の第２実施例の立面断面図、第３図は第２図の電極、装置の分解斜視図、第４図は本発明による電気化学的測定電極装置の第３実施例の立面断面図、第５図は本発明による電気化学的ｒ１．ｌｊ定電極装置の第４実施例の立面部分断面図、第６図は本発明による電気化学的測定電極装置の第５実施例の立面部分断面図、第７図は本発明による電気化学的測定電極装置の他の実施例の要部拡大縦断面図、第８図は在来型の測定電極装置と本発明による電気化学的測定電極装置とにおいて種々のテスト条件下に発生した温度調節力を示すグラフ、第９図は在来型の電気化学的測定電極装置と本発明による電気化学的測定′ｉＥ極装置の温度反応、すなわち、温度上昇および温度減衰を示すグラ・・フ、第１０図は本発明による電気化１６学的測定電極装置によって測定された酸素の分圧を表示する信号と該′酸極装置中に発生した電力を表示する信号とを両方同時に示すグラフ、第１１図は本発明による電気化学的測定電極装置によって得られた血液流測定結果を、キセノン１３３投薬からγ線をカウントすることによって同時に得られる測定結果と比較して示すグラフ、第１２図は深層体温Ｔ　ＤＢＴを測定する模擬実験において本発明による電気化学的測定電極装置によって得られたテスト結果を示すグラフである。第１図において本発明による電気化学的測定電極装置の第１実施例をその主要部につき示している。１ｌｔｌｌ定電極装置１は皮膚表面２に配置されている。電極装置１は、アクリロニトリル−ブタジェン−スチレンの如きプラスチック製の電極ハウジング３を備えている。電極ハウジング３は銅の如き高い熱伝導度を示す材質製の金属体４に結合されている。このことの重要性は後述することにする。さらに、電極装置１には、アクリロニトリル−ブタジェン−スチレンの如きプラスチック製の環状体５が設けられている。電極ハウジング３には、多心ケープ／Ｉ／７と協働するのに適したスタブ６が設けられてい′・る。多心ケーブル７のジャケットが′ｌ！表昭５Ｂ− ５０１６５９（７）第１図に示されており、電極装置を外部測定装置に結合するのに通している。金属体４上にはアルミナ製の如き厚膜基板８が熱伝導結合するように配置されている。厚膜基板８は、温度調節手段、す々わち温度」１］定手段と温度制御手段、例えばＮＴＣ−抵抗器と加熱抵抗器とを備えている。これらの温度調節手段は厚膜技術で基板に敷設してもよいし、または後に詳述するように分離部品と同様に設けてもよい。さらに、電極ハウジング３は、金属体４と厚膜基板８０反対側に、カバー（図示せず）を設けている。それで、電極ハウジング３内に形成される内部空間は、適当な充填材捷たは注型成形物、例えばエポキシ注型成形物で充填される。上記した環状体５内の凹所に例えばアルミナ製の厚膜基板１０か設けられている。この厚膜基板１ｏは、本発明出願人により出願中のデンマーク国特許出願第１６５０／８１号明細書に記載された原理に従った新規な測定電極装置中でセンサー基板の構成要素となるものである。実質的に円形の基板である厚膜基板１゜は、２つの反対側の平坦面を有する実質的に円形の基板である厚膜基板・・８と同様の実質的に平坦な上表面を有するとともに、中央突起１０ａを設けたドーム形状下表面を督している。または、厚１摸基板８および１゜は全く同じであってもよい。すなわち、上記の基板は両方共に平坦面と中央突起付きのドーム形状面とを備えていてもよい。金属体４の下表面と厚膜基板１０の上表面との間で環状体５内で形成される内部空間もまた、適当な充填材または注型成形物、例えばエポキシ注型成形物で充填されている。電極ハウジング３内および環状体５内の内部空間を充填する前に、上方基板８に配置された温度調節手段およびセンサー基板１０の構成要素は、はんだ付は接合によって多心ケーブル７の個々の心に結合される。第１図に示す実施例は、陽極Ｍ１１と、本発明出願人により出願中のデンマーク国特許出願第１６５０／８１号明細暫に記載されたようにセンサー基板１０の中央突起１　’Ｏａ中の貫通路中に配置された陰極（図示せず）とを備えたポーラログラフイ電極装置である。さらに、陽極層１１は、銀膜層であるとともに、上記本願発明者によるデンマーク国特許出願明細書に記載されたような導通結合によって基板１００反対側の端子！ｉｆ！域に接続きれ、５ている。環状体５の外側周辺凹所に、気体は透過できるか液俸は透過できない半透膜１４をセンサー基板１０の下方ドーム形状表面に対して取り付ける０−リング１３が配置されている。半透膜１４は例えばポリプロピレンまだはテトラフルオロエチレンで製することができる。センサー基板１０の上記中央突起１０ａは、半透膜１４と協力して、電気化学的測定電極装置の電解液用の電解液だめ１５を形成することができる。金属体４の外側には、高い熱伝導度を示す材料、例えば銅で作られているのが好捷しい環状金属体１６の内側のめねじと嵌合するのに適したおねじが設けられている。それで、金属体１６は金属体４を介して基板８に熱的に接続することになる。２つの金属体４および１６は電極装置のセンサー基板１０を包囲する金属ジャケットを構成している。そのジャケットおよびセンサー基板は、基板８の温度調節手段と基板１０の温度調節手段とによって、温度調節される。第１図に示すように、環状金属体１６は、直越した断熱性を示す物質、例工ばアクリロニトリル−ブタジェン−スチレンを含むプラスチック製の環状固着リング１７内に載置されている。２０使用に際しては、センサー基板１０および電気化学的１ｉｌＩＩ定電極装置の活性表面およびジャケット、すなわち金属体４と熱伝導結合に配置された基板８および環状金属体１６は、温度調節されながら同一温度、例えば４５°Ｃに加熱される。センサー基体１０とジャケットとを同一温度に加熱すると、センサー基板１０とジャケットとの間で熱流動網が実質的に発生することはない。したがって、センサー基板１０からの熱流束は単一方向、すなわち、センサー基板の活性センサー表面の下の皮膚表面へ下方向となる。センサー基板１０を周囲に対して全体として実質的に絶縁するのは別として、そのジャケットは、センサー基板１０からジャケット外側の皮膚表面のいかなる部分へのいかなる熱流束も実質的に取り除かれるように、電極装置の下の皮膚表面を加熱するのに役立つ。したがって、そのジャケットはセンサー基板１０によって加熱される皮膚表面に関して実質的な熱外套となり、センサー基板１０からの熱流動は、単一方向であるものは別にして、実質的に一次元となる。この様子は第１図において曲線１８ａ、１８ｂ、１８Ｃによって示されている。その曲線１８ａ、１ｓ゛ｂ、１８Ｃは、等混線、すなわち同特表昭５８−５０１Ｇ５！Ｊ　（８）一温度を有する位置を通して描いた曲線として示されている。第１図から分かるように、均一に加熱された皮膚表面の幅は、センサー表面のみ、すなわち基板１０が皮膚温度１８Ｃよりも高い温度に温度３周節しながら加熱される位置に関して曲線１８ａ、１８ｂの外側支線によって示されるように、大きく増大している。この大きく増大しかつ均質に加熱される皮膚表面では、その中で充血が生じるとともに、センサー基板１０と同一の温度に温度調節されながら加熱される基板８と熱伝導結合関係にある環状金属体１６によってその充血か発生するのであるが、本発明による電気化学的測定電極装置によって血越した測定効果が得られる。この詳細は後述する。第２図において、本発明による電気化学的」（１定電極装置の第２実施例を示″ ′ｆ。第２図に示す実施例は第１図に示′ｆ実施例とわずかに相違するのみであって、同一部には同−付号を用いている。電極ハウジング３には突出する環状部３ａか設けられ、環状固着リング１７には、環状金属体１６を包囲するとともに固着リング１７内に配置される包囲部１７ａを設けている。第２図に示す実施例に・・おいて、環状金属体１６にはその内部に環状のみそか設けられ、そのみその中に、アクリロニトリル−ブタジェン−スチレンを含有するプラスチック等で製せられた＠熱すング１９が取り付けられている。第２図において、多心ケーブル７のいくつかの個々）心２０ａ、２０ｂ、２０Ｃ，２２ａ、２２１）、２２ｃ　、２２ｄ　、２２ｅが示されており、その中で心２０ａ、２０ｂ、２０Ｃばそれぞれはんだ付は接合部２１ａ、２１ｂ、２１Ｃを介して基板８に結合されている。心２２ａ　、２２ｂ　、２２ｃ　、２２ｄ　、２２ｅは、基板８の開口部および金属体４の開口部を辿して引き込まれるとともに、それぞれはんだ付は接合部２３ａ、２３ｂ、２３Ｃ，２３ｄ、２３ｅを介して基板１０に結合されている。第３図において一不発明による電気化学的測定電極装置の上記第２実施例の分解斜視図を示す。第３図では、第】図および第２図には示さねていないが、前述されてい１こカバー２４か示されている。さらに、多心ケーブル７、電極ハウジング３．基板８．金属体４゜環状体５．基板１０および環状固着リング】７が示されている。第３図において、基板８および１０は、第１図および第２図と比較してさらに詳細に示されている。それて、基板８および１０の温度調節手段、すなわち温度測定手段および温度制御手段が示されている。基板８には、ＮＴＣ−抵抗器２５および加熱抵抗器２６か厚膜技術て収められている。同様に、基板１０にはＮＴＣ−抵抗器２７およびｍ熱抵抗器２８が設けられ。さらに、電気化学的測定電極装置のセンサー基板の電極に結合する１こめの端子領域２９が設けられている。電極の絹み立ておよび配置並びに温度調節手段を含有するセンサー基板全体は、上記し１こデンマーク国特許出願第１６５０／８１号明細書にｊｆ’載されている。本発明による電気化学的測定〒）イ椿装置の上記２つの実施例、すなわち第】図、第２図および第３図に示し１こ実施例は環状固着リング１フ内に取り付けられるのに適した。ものであるのに対して、第４図に示し１こ不発明の実施例は在来の固着リング内に取り付けられるのに適し１こものである。し１こがって、第】図〜第３図に示した電極ハウジング３．金属体４．環状体５．環状金九体】６は、第４図では省略されており、代わりに一第４図に示した電極装置を在来の固着リングに取り付けることができるような構成要素に替えられている。前記した実施例におけるジャケットを構成する金属体４および環状金属体】６の代わりに、第４図に示した実施例では、第】図〜第３図に示した両要素３，５を構成する電極ハウジング３１内に、じょうご形状金属体３０を配置して構成される。さらに、第４図に示した実施例では、じょうご形杖金旙体３０の内部凹所内に環状体３２を取り付け、七の環状体３２の凹所にセンサー基板〕０を取り付けている。上記した心２０ａ。２０ｂ、２０ｃ、２２ａ、２２ｂ、２２ｃ、２２ｄ。２２ｅおよび”そわらに該当する上記し１こはんだ付は接合部２］ａ、２］ｂ、２］Ｃ，２３ａ、２３ｂ、２３Ｃ。２３ｄ、２３ｅとは別に、第４の心２０ｄが設けられ−それに該当する基板８のはんだ付は接合部２］ｄが第４図に示されている。第４図に示し１こ不発明の実施例において、しようこ形状金属体３０と基板８は、電気化学的測定電極装置のジャケットを構成する例えはアルミナ製の単一のしようこ形状体と取り替えることかできる。それて、その単一のじょうご形状体は、第４図に示した実施例の基板８上で構成される厚膜要素を設けることができる。第５図において、本発明による電気化学的測定電極装置の第４実施例を示す。根本的には、第５図に示した実施例は、固着リングを含む電極装置の全体の大きさまたは高さが全く減少している点で第４図に示した実施例と相違している。これは、電極ハウジングと固着リングを統合することによって律られる。第５図の実施例において、じょうご形状金属体３０は、電極装置のカバーを構− 成もするじょうご形状体３３中の凹所中に載置される。じょうご形状体３３は、例えはアクリロニトリル−ブタジェン−スチレンで製することができる。そのじょうご形状体３３は、リング３４の内側環状突起と弾力的な受けて゛協働するのに適した周囲のみそを設けている。リング３４はまた、常套形状の固着リング３５内の該当する周囲のみそと弾力的な受けで協働するのに適した外側の環状突起を設けている。リング３４および固着リング３５はそれぞれ可塑化し１こポリ塩化ビニールおよびポリプロピレンで製せられているのか好ましい。じょうご形状金属体３０内には、第４図でも示したような環状体３２が取り付けられている。環状体３２中の上記凹所内に、センサー基板】０が取り付けられている。第５図に示した電極装置は、適当な方法１例えば溶接によってリング３４に取り付けられ１こ薄膜３６を設けている。センサー基板１０の中央突起］Ｑａと陽極層］１とに関連して薄膜３６は、電極装置の電解液用の上記液だめ】５を形成している。第５図に示した不発明の実施例では、スタブ６と多心ケーブル７は楕円形状をしており−それによって、電極装置の高さを全体とじ−で減少するのに役立っている。第６図および第７図において、不発明による電気化学的測定電極装置の２つの仙の実施例を示している。これまでに記載し１０不発明の実施例では一電極ハウジングを固着リングに対して磯波的な取りイス」けを行なってい１こ。第６図および第７図に示す実施例では、磁力による取り付けを行なう。第６図に示す実施例では一第２図に示す実施例とこの特徴のみか異なり一第２図に示し１こ金属体４は磁性体３７に取り替えられている。同様に、第２図で示し１こ環状金属体】６は一第６図では、高い熱伝導度を示す環状磁性体３８に替えられている。第６図に示すように、磁性体３７は円錐台形状をしており、環状磁性体３８は、磁性体３７の円錐台形の円錐面に当接しかつ協働するのに適した円錐上表面を有している。磁性体３７と環状磁性体３８とは、互いに反対の磁極を有するように磁化されている。磁性体３７および環状磁性体３８は、ＣＲＯＶＡＣ（商標名〕として知られるＡｌＮｉＣｏ材ま１こはＶＡＣＯＭＡＸ　［商標名）として知られるＣｏＲｅ基材で製せられているのが好ましく、これらは共にこの実施例のジャケットを構成している。第７図に示し１こ不発明の他の変形実施例において。第６図に示し１こ磁性体３７および環状磁性体３８を構成する上記し１こ磁性固着手段は、それぞれ、磁性リング４０と共に一銅の如き高い熱伝導度を示す材料製の金属プレート３９、および環状磁性体４２と共に、銅の如き高い熱伝導度を示す材料製の環状金属体４１に置き換えられている。金属プレート３９は、磁性リング４０と共に電極ハウジング３中の基板８と熱伝導結合するように取り付けられている。環状金属体４】と環状磁性体４２は環状固着リング】７内に取り付けられている。磁性リング４ｏと環状磁性体４２とは互いに面して反対の磁極を有するように磁化されている。さらに、磁性リング４ｏと環状磁性体４２　ハ＝ＣＲＯＶＡＣまたはＶＡＣＯＭＡＸ製であるのが好ましく、これらの磁性手段がジャケットを形成するように互いに当接する時に金属プレート３９と環状金属体４１とが熱伝導結合できるように協働するのに適している。第８図〜第１２図は、不発明による電気化学的測定電極装置によって得ることのできる結果を示すものである。第８図において、２つの１曲線が示されており、一方の点線は在来の経皮酸素測定電相装置によって得られた結果を示し、他方の実線は第２図に示し１こ種類の電気化学的測定電極装置によって得られた結果を示す。在来の電極装置（ラジオメータ社（デンマーク国コペンハーゲン）製の輻射線測定器）は、ＮＴｃ抵抗器とツェナータイオードとによって温度調節される直径約６鰭の銀ボディを備えている。この在来型の電極装置ハ銀ホディの周囲に温度調節されないジャケラトラ設けており、銀ボディは約２０　ｍｍ直径のＡＢＳ製ハウジング中に鋳造され、該ボディとハウシング間はエポキシ注型成形されている。それて、銀ボディは、ＡＢＳハウジングとエポキシ成形物によってのみ周囲がら断熱されている。第２図に示し１こ種類の電極装置は、アルミナ製であって０．６３５　ｍｍ厚みで１０．５　ｍ直径のセンサー基板１０を備えている。温度調節手段は、厚膜技術で基板に収められた分離したＮＴｃ抵抗器およびｍ熱抵抗器を設けている。センサー基板の外側周辺部と環状金属体１６の隣接内側表面間の距離は２朋、環状金属体】６の下方表面とセンサー基板の上方表面間の距離は３朋である。ジャケットは銅製であり、上方基板８はアルミナ製であ−る。ジャケットの外側直径は１６騎である。センサー基板】０とジャケット間の空間はエポキシ注型成彬材（Ｓｃｏｔｃｈｃａｓｔ　（商標名）２５０）で充填されている。電極ハウジング３および環状固着リング１７はＡＢＳ製である。第８図の曲線は、種々のテスト条件下にボディ温度を４５℃に維持するように電極装置のボディ加熱要素に印原される電力を時間に対して作図したものである。横座標は、上記した種々のテスト条件の時間間隔にそれぞれ該当する部分Ａ、　Ｂ、　Ｃ，Ｄ、　Ｅ、　Ｆ、　Ｇに分割されている。安定状態の期間後、電極装置は冷気にさらされる［Ａ］。安定化するための期間（Ｂ）後に、電極装置を装着する被検者の血液舛は閉塞される（Ｃ）。再び安定化期間

【Ｄ）後に、電極装置は熱気にさらされる（Ｅ）。安定化期１１ｊ（Ｆ）後に、被検者は腕を上げる（Ｇ）。ここで２つの重要な点に注目されるべきである。第１に、閉塞時の電力変化は、在来の電気化学的測定電極装置においては１６７％のみであるのに対し、本発明による電極装置においては同一のテスト条件下で電力変化は５゜係にも達している。第２に、本発明による電極装置においては、環境変化の感度がきわめて減少している。他の試験において、ジャ、ケラトの環状金属体１６が取り除かれる。上記した結果に対して、電極装置ボディによって生じる、すなわち、センサー基板１０の加熱手段によって生じる力は、安定状態においてほぼ８０係まで増大した。さらに佃の試験において、ジャケットは接合されず、それ故、電極装置ボディにより生じる力は、上記し１こ結果、すなわち−不発明の原理によるジャケットを使用した時に対して、はぼ１５０％上昇した。第９図において、在来型ボディに比較して厚膜ボディの基本的有益性を示している。在来型の電極装置と不発明の電極装置は、第８図に関連して同様に描かれている。２つの電極装置は、２５℃の静止空気中で互いに３ＣＩｎの距離を離して配置されている。各電極装置のボディ加熱手段に（５Ｑ’ＱｍＷが印加され、各ボディの温度調節される温度は４３℃に予めセットされる。各電極装置の温度反応は−ボデイ温度調節温度センサーによって測定される。２つの曲線が示され、一方の点線は在来の電極装置の温度反応を示し、他方の実線は不発明による電極装置の温度反応を示すものである。第９図から、不発明による電極装置の初期の温度反応は、立ち上がり時間が減少するとともに、在来の電極装置の越えすきは、不発明による電気化学的測定電極装置においてほぼ完全に除去されているので、きわめて改善されているのが理解される。さらに、第９図のＨで示されているように、不発明による電気化学的測定電極装置の減衰時間は一在来の電気化学的測定電極装置に比較して減少している。し１こがって、ボディを構成する厚膜基板を備えた本発明による電気化学的測定電極装置は、生し１こ温度変化により急速に感応し、これに関連して特に重要な点は一血液流の変化のために生じ１こ温度変化により急速に感応することである。第１０図において２つの曲線が示され、一方は一点鎖線で、他方は実線である。第１０図中の一虚鎖線は、被検者の前腕を測定する時の不発明による電気化学的測定電極装置（上記第８図に関連して記載した装置）に印かされる電力を示し、他方の実線は、被検者の適用部位での酸素分圧を示す信号である。期間Ｉとして示され１こ安定化期間後１期間Ｊで示された安定状態に達し、期間に中に被検者の前腕に平手打ちが行なわれる。その後、期間り中、血液流は閉塞するとともに、同時に曲線は減少を示す。電極装置中に生じる電力の減少はほぼ５０％である。、閉塞解除後、曲線は一期間Ｍ中、期間Ｊと同様の安定状態値に達する。第１】図において、不発明による電気化学的測定電極装置によって得られた血液流測定結果、およびγ線計数方法によって同時に得られ１こ血液流測定結果が示されている。このγ線計数方法によってキセノン１３３投薬が経皮的に差し込まれるとともに、差し込み位置上方に配置された放射線カウンタによってγ線減衰を計数することによってキセノン１３３の枯渇が測定される。γ線を計数することによって得られる測定結果（Ｘ軸）と不発明による電気化学的捌１定電極装置によって上記した血液流測定方法に従って得られる測定結果（Ｙ軸）とを、２人の異なる被検者に対してくり返し行ない点を打って示している。本発明による電気化学的測定電極装置によって得られた測定結果は、閉塞によって生じた偏差に対して補正されるとともに、皮膚厚みに関する係数によって得られた測定結果を掛けることによって量的な血液流結果シこ再計算される。線型回帰分析が行なわれ、相関係数が計算される。第１１図には、２つの異なる測定方法に従って得られ１こ測定結果の間にほとんど完全な一致を示す回帰ライン。Ｙ　＝　３．９７１＋ｏ、’７１３’７　ｘ、γ、’＝　０．９３２　が示されている。第１２図において、試験において得られた測定結果が示されている。この試験において、不発明による電気化学的測定電極装置は、予め設定され１こ温度を有する水浴によって模擬実験した深層体温を測定するのに適していることが判明した。電極装置は、８０Ｘ１．２０朋の寸法であるとともに、１，３訃厚みのポリ塩化ビニール（ＰＶＣ）製の舟形容器中に配置される。１３朋厚みのポリ塩化ビニール層は、熱的には、はぼ３ＭＭの皮膚厚みに相当している。水浴中で模擬実験される深層体温を測定する時、電極ボディの温度感知手段によって制御して、ボディの温度感知手段によって測定される温度とジャケットの温度感知手段によって測定される温度との間にいか林る温度の相違も実質的に除去されているように、環状のジャケットが加熱される。水浴の温度は、目盛りした温度計によって、変化させかつ監視する・ことができる。電極ボディの温度感知手段によって測定された温度を記録し、その測定結果を以下の表に示す。表第１２図から、深層（ｌ＄温”Ｉ）ＢＴを測定する時、電極装置は、３５℃〜４５℃の温度範囲内で正確な測定結果を与えることが分かる。測定結果は、はぼ２５°Ｃである周囲温度によっては影響を受けない。国際調査報告

Claims

【特許請求の範囲】

１．熱伝導関係に皮膚表面に当接するのに適し１こ表面部を有する熱伝導材製であって、使用の際に血液パラメータに応答するのに適したセンサー手段と、予め設定し１こ温度に調節するた・めの第１温度調節手段とを有するボディを備え、開口部を形成する環状表面部を有する容器形状のジャケットを備え、前記ジャケット内で間隔を置いた断熱関係に前記ボディが載置され、該ボディの表面部が皮膚表面と熱伝導関係にある時に該環状表面部が該皮膚表面と熱伝導関係にあるように該ボディの表面部は該環状表面部と実質的に接合し、該ボディからの熱移動または熱流動が実質的に単一方向となる温度に該ジャケットを温度調節するための第２温度調、節手段を該ジャケッートに設け、該ボディと該ジャケット間の間隔を置いた断熱関併は、該ジャケットが、使用に際して、該ボディからの熱流の全てを該ボディの真下の皮膚層に実質的に向けるように環状表面部下の皮膚中で事実上の加熱ジャケットとなることを特徴とする血液パラメータの経皮測定用電気化学的測定電極装屑。２、ボディとジャケット間の間隔を置いた断熱関係は、ポテイの外側周辺とジャケットの隣接内側表面との間で実質的に狭い空間を形成するものである請求の範囲第１項記載の電気化学的測定電極装置。３ボデイとジャケットとは、これらの間で熱流が発生しないように同一温度に加熱されるのに適し１こものである請求の範囲第】項記載の電気化学的測定電極装置。４ボデイは事実上円形円筒形状をしている請求の範囲第１項〜第３項のいずれかに記載の電気化学的測定電極装置。５ジヤケツトはボディに対して同軸的に配置された実質的な環状部を備えている請求の範囲第４項記載の電気化学的測定電極装置。６、ボディは円盤形状てあ、る請求の範囲前項のいずれかに記載の電気化学的測定電極装置。７、第】温度調節手段はＮＴＣ抵抗器とｍ熱抵抗器とから成る請求の範囲前項のいずれかに記載の電気化学的測定電極装置。８第１温度調節手段は第１Ｎ膜基板に配置されている請求の範囲前項のいずれかに記載の＋、（、−気化学的測定電極装置。９第１温度調節手段は厚膜要素として第１厚膜基板に収められている請求の範囲第８項に記載の電気化学的測定電極装置。１０第】厚膜基板がボディを構成している請求の範囲第８項または第９項に記、載の電気化学的測定電極装置。１１、第１厚膜基板は平坦形状または平坦−凸面形状である請求の範囲第８項〜第１０項のいずれかに記、載の電気化学的測定電極装置。１２第１厚膜基板は約０２〜１５朋、特に約０３〜０８ｍｍの厚さを有している請求の範囲第８項〜第】１項のいずれかに記載の電気化学的測定電極装置。】３第１厚膜基板は約５〜１２ｍｍの直径を有している請求の範囲第８項〜第１ −２項のいずれかに記載の電気化学的測定電極装置。１４第】厚膜基板はアルミナまたはべりリア製である請求の範囲第８項〜第１３項のいずれかに記載の電気化学的測定電極装置。１５第２温度調節手段はＮ　Ｔ　Ｃ抵抗器と加熱抵抗器とから成る請求の範囲前項のいずれかに記載の電気化学的測定電極装置。１６、第２温度調節手段は第２厚膜基板上でジャケットと熱伝導結合するように配置されている井請求の範囲前項のいずれかに記載の電気化学的測定電極装置。１７、第２温度調節手段は厚膜要素として第２厚膜基板上に収められている請求の範囲第１６項に記載の電気化学的測定電極装置。１８、第２厚膜基板は円形基板である請求の範囲第１６項または第１７項に記載の電気化学的測定電極装置。】９第２厚膜基板は平坦形状または平坦−凸面形状である請求の範囲第１６項〜第】８項のいずれかに記載の電気化学的測定電極装置。２０第２厚膜基板はアルミナま１こはべＩＪ　ＩＪア製である請求の範囲第１６項〜第１９項のいずれかに記載の電気化学的測定電極装置。くとも１つ（１０倍）大きい請求の範囲前項のいずれかに記載の電気化学的渭１定電極装置。２２センサー手段は血液ガスの分圧を測定するのに適している請求の範囲前項のいずれかに記載の電気化学的測定電極装置。２３センサー手段は、血液中の酸素の分圧を測定するのに適するとともに、酸素の電気化学的還元のできる貴金属製の陰極と一該陰極と協働するとともに好ましくは銀製の陽極とから構成される請求の範囲第２２項記載の電気化学的測定電極装置。２４、薄膜と電解液とを備え、該薄膜は、該電解液を閉じ込める空間を形成するようにボディの表面部に隣接して配置されている請求の範囲前項のいずれかに記載の電気化学的測定電極装置。２５、熱伝導関係に皮膚表面に当接するのに適した表面部を有する熱伝導材製であって、使用の際に血液パラメータに応答する、のに適したセンサー手段と、第１温度調節手段とを有するボディを備え、開口部を形成する環状表面部を有する容器形状のジャケットを備え、間隔を置いた断熱関係に前記ジャケット内で前記ボディが載置され、該環状表面部が該皮膚表面と熱伝導関係にあるように該ボディの表面部は該環状表面部と実質的に接合し、第２温度調節手段を該ジャケットに設け、該ボディと該ジャケット間の■１隔を置いた断熱関係は、該ジャケットが、該ボディからの熱流の全てを該ボディの真下の皮膚層に実質的に向けるように該環状表面部下の皮膚中で事実上の加熱ジャケットとなることができるものである爾気化掌的′６Ａ１１定電極装置を、被検者の皮膚表面に当接し、前記ボディを予め設定し１こ温度に温度調節し、Ａ４１１記ホデイからの熱移動ま１こは熱流動が実質的に単一方向となる温度にｉｌ￥ｉ′ｉ記ジャケットを温度調節して一前記シャケットは、該ボディからの全ての熱を該ボディの真下の皮膚層に実質的に向するように該ボディの周辺を取り囲む皮膚中で事実上の那熱ジャケットを確立し、予め設足さＦｌｌこ温度に前記、ボディを温度調節する１こめに供給される電力を測定して、該ボディが熱伝導関係にある皮膚中の血液流量を算定し、前記センサー手段によって排液パラメータを測定することを特命とする血液パラメータの経皮抑１定方法。２６ホデイとジャケット−とを同一温度に温度調節する請求の範囲第２５項記載の方法。２７血液パラメータは血液ガスの分圧である請求の範囲第２５項ま１こは第２６甲のいずれかに記載の方法。２８、（ｊｉ！の使用状況において、第１温農訓節手段の温度感知手段によって記録される温度と、第２温度調節手段の温度感知手段によって記録される温度とか、互いに同一でかつ深層体温と同１−であるような温度に、ジャケットを特徴とする請求の範囲第２５項〜第２７項のいずれかに記載の方法。