JPS5931326B2 - 酸素測定用電極装置 - Google Patents
酸素測定用電極装置Info
- Publication number
- JPS5931326B2 JPS5931326B2 JP52126988A JP12698877A JPS5931326B2 JP S5931326 B2 JPS5931326 B2 JP S5931326B2 JP 52126988 A JP52126988 A JP 52126988A JP 12698877 A JP12698877 A JP 12698877A JP S5931326 B2 JPS5931326 B2 JP S5931326B2
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- Japan
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- electrode
- cathode
- oxygen
- skin
- measuring electrode
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は、動脈血中の酸素濃度（又は分圧）を経皮的に
測定する電極装置の改良に関するものである。
測定する電極装置の改良に関するものである。
血液、特に動脈血液中の酸素濃度を知ることは、新生児
並びに人工呼吸を必要とする重傷患者の呼吸管理を行な
う上で極めて重要である。従来、動脈血中の酸素の濃度
（または酸素分圧、ＰａＯ２）を測定する方法としては
、動脈中の血液を抜き取つて直接測定する方法が主とし
て用いられているが、この方法では経時的連続測定が不
可能であることと患者に苦痛を与えることとが問題であ
つた。特に呼吸管理を要する新生児においては、低酸素
による脳障害その他の致命的な障害と高酸素による網膜
破壊を防止するためには、動脈血酸素分圧を常時測定し
つつこれに応じた処置をとる必要があるが、従来の不連
続的な動脈血の採血による方式では著しい困難と患者へ
の負担を伴うものであつた。経皮的酸素電極法は上記の
直接法とは異なり、血液から組織を通じて拡散された酸
素を皮膚の表面に捕捉し、患者に苦痛を与えることなく
、経時的に連続測定が出来るものである。
並びに人工呼吸を必要とする重傷患者の呼吸管理を行な
う上で極めて重要である。従来、動脈血中の酸素の濃度
（または酸素分圧、ＰａＯ２）を測定する方法としては
、動脈中の血液を抜き取つて直接測定する方法が主とし
て用いられているが、この方法では経時的連続測定が不
可能であることと患者に苦痛を与えることとが問題であ
つた。特に呼吸管理を要する新生児においては、低酸素
による脳障害その他の致命的な障害と高酸素による網膜
破壊を防止するためには、動脈血酸素分圧を常時測定し
つつこれに応じた処置をとる必要があるが、従来の不連
続的な動脈血の採血による方式では著しい困難と患者へ
の負担を伴うものであつた。経皮的酸素電極法は上記の
直接法とは異なり、血液から組織を通じて拡散された酸
素を皮膚の表面に捕捉し、患者に苦痛を与えることなく
、経時的に連続測定が出来るものである。
この電極の機構は特殊なクラーク型複合酸素電極に定温
加温機構を加えたもので、これを被験者の皮膚表面にあ
てがうと皮下の組織内の酸素が皮膚から拡散して電極膜
を通つて貴金属陰極に到達し、ここで還元されて水を生
じる。この時の電解電流から組織内のＰＯ２値が得られ
るのであるが、この際、電極膜を避けて電極と接する部
分またはその附近の皮膚を適温に加熱すると、電極附近
の皮下組織が局部的に動脈化するので、電極で測定され
る酸素分圧は、電極構造や測定条件が適切であれば動脈
血のものに実質的に等しいものとして観測されることに
なる。添付図に従つて以下詳述する。
加温機構を加えたもので、これを被験者の皮膚表面にあ
てがうと皮下の組織内の酸素が皮膚から拡散して電極膜
を通つて貴金属陰極に到達し、ここで還元されて水を生
じる。この時の電解電流から組織内のＰＯ２値が得られ
るのであるが、この際、電極膜を避けて電極と接する部
分またはその附近の皮膚を適温に加熱すると、電極附近
の皮下組織が局部的に動脈化するので、電極で測定され
る酸素分圧は、電極構造や測定条件が適切であれば動脈
血のものに実質的に等しいものとして観測されることに
なる。添付図に従つて以下詳述する。
第１Ａ、ＩＢ図は従来使用されている経皮式動脈血酸素
測定電極の構造を示したもので、１は白金又は金等の貴
金属よりなる棒状又は針状の陰極、２は銀等の貴金属よ
りなる円環状またはリング状で陰極を中心として同心円
状に配置された陽極、３は酸素透過性の高分子膜、４は
電極を加熱するための加熱装置、５はＫＣｌ等の電解質
液、６はガラス及び合成樹脂等からなる絶縁部材である
。
測定電極の構造を示したもので、１は白金又は金等の貴
金属よりなる棒状又は針状の陰極、２は銀等の貴金属よ
りなる円環状またはリング状で陰極を中心として同心円
状に配置された陽極、３は酸素透過性の高分子膜、４は
電極を加熱するための加熱装置、５はＫＣｌ等の電解質
液、６はガラス及び合成樹脂等からなる絶縁部材である
。
上記の高分子膜は電極端面を覆つて適宜緊張させて保持
部材７により固定されている。次に第１Ａ、ＩＢ図に示
す装置についての動脈血酸素濃度の経皮的測定の原理を
説明する。
部材７により固定されている。次に第１Ａ、ＩＢ図に示
す装置についての動脈血酸素濃度の経皮的測定の原理を
説明する。
前記電極装置を両面テープで皮膚面に密着させてから、
陽極２の温度を加熱装置４により４３〜４４℃に加熱す
ると、この陽極２と膜３を隔てて接触した身体部分およ
びその周辺部の皮膚が加熱されて皮下組織が動脈化する
。そのため組織内の酸素濃度（分圧）は動脈血に含まれ
るものと実質的に等しいものとなり、この酸素が皮膚組
織を拡散して膜３を透過し、陰極１に到達する。陰極と
陽極の間に−０．５〜０．８ボルトの電圧を加えておく
と、陰極では酸素の還元が、陽極では銀の酸化反応が行
われる。なお、これらの、陰極と陽極の間は膜と電極間
に薄層として存在する電解液５（Ｋｃｌが主体）によつ
て連結されている。上記陰極（白金または金）の表面で
は、 ０２＋４Ｈ＋＋４ｅ→４Ｈ２０（酸性の場合）０２＋２
Ｈ２０＋４ｅ→４０Ｈ−（中性またはアルカリ性の場合
）と０２量に応じた電子の消費が生じ 上記陽極（銀）の部分では、 ４Ａｇ＋４ｃ１−→４Ａｇｃ１＋４ｅ（あらゆる…に於
て）と電子の生成があり、その結果、両極間に電解電流
が流れるが、この電流は膜を透過する酸素分子の数、し
たがつて膜表面での酸素ガスの濃度に比例するので、こ
の電流を測定することにより皮下組織すなわち動脈血内
の酸素濃度を間接的に測定できることになる。
陽極２の温度を加熱装置４により４３〜４４℃に加熱す
ると、この陽極２と膜３を隔てて接触した身体部分およ
びその周辺部の皮膚が加熱されて皮下組織が動脈化する
。そのため組織内の酸素濃度（分圧）は動脈血に含まれ
るものと実質的に等しいものとなり、この酸素が皮膚組
織を拡散して膜３を透過し、陰極１に到達する。陰極と
陽極の間に−０．５〜０．８ボルトの電圧を加えておく
と、陰極では酸素の還元が、陽極では銀の酸化反応が行
われる。なお、これらの、陰極と陽極の間は膜と電極間
に薄層として存在する電解液５（Ｋｃｌが主体）によつ
て連結されている。上記陰極（白金または金）の表面で
は、 ０２＋４Ｈ＋＋４ｅ→４Ｈ２０（酸性の場合）０２＋２
Ｈ２０＋４ｅ→４０Ｈ−（中性またはアルカリ性の場合
）と０２量に応じた電子の消費が生じ 上記陽極（銀）の部分では、 ４Ａｇ＋４ｃ１−→４Ａｇｃ１＋４ｅ（あらゆる…に於
て）と電子の生成があり、その結果、両極間に電解電流
が流れるが、この電流は膜を透過する酸素分子の数、し
たがつて膜表面での酸素ガスの濃度に比例するので、こ
の電流を測定することにより皮下組織すなわち動脈血内
の酸素濃度を間接的に測定できることになる。
しかしながら、従来使用されている経皮電極に関しては
、以下に示すごとく耐用期間、測定値の信頼性、安定性
等種々の点で問題があつた。即ち２１Ｉ！１１φ〜３７
１ｉ１１φ程度の大きな断面を有する棒状の電極を陰極
に使用すると、電解電流が大きくなるためシグナル・ノ
イズ比（Ｓ／Ｎ比）は良くなるが、陰極面積が巨大なた
め、電解反応量が過大となり、電解液の消耗も激しく連
続測定で一回の使用時間が約２日程度ときわめて短いだ
けでなく、使用中の感度のドリフトも大きい。また、陰
極面が円形であるため、その周辺と中心部とでは、陽適
との距離や電解液の交換性が異なる関係で、同一酸素濃
度に対しても反応性が異なり、このため酸素分圧の変化
に対して正確な応答経過を示さない。また、この電極は
陰極面が電気化学的に見て巨大でその酸素の消費量が大
きいために、皮膚層の酸素フラツクスが大きくなり、こ
れが酸素測定値に影響して、組織内ＰＯ２が過小に測定
されがちとなる。このため、電極膜には酸素透過性の著
しく悪い膜例えばポリエステルフイルム（商品名マイラ
ーフイルム）等を用いてこの誤差を小さくすることが行
なわれるが、応答速度が遅くなるという欠点がある。次
に、棒状の陰極の断面を小さくした場合には、陰極が小
さくなるにつれて電極反応量が低下するためにシグナル
・ノイズ比（Ｓ７／Ｎ比）が次第に悪くなる。又、陰極
の直径を小さくして針状化し例えば１０〜１００μ程度
の太さにすると、測定する組織内酸素の採取範囲が針断
面の周辺部に限られるため、広い皮膚に対応する平均化
された動脈血酸素濃度を測ることが出来ず、偏在化した
酸素濃度を測定することになる。その他棒状の陰極断面
を小さくすると、電解電流が小さくなるため、電極膜の
シワ、伸び等の微小な変化が測定値て大きく影響して、
測定値の信頼性が損なわれたり電極と皮膚との密着性等
の微妙な差によつて測定値がバラツク等の欠点がある。
一方、棒状電極の断面を小さくすることにより電極面に
おける電解質液の消費量が著しく減少するため１回の使
用時間を飛躍的に延ばすことが出来る。又、酸素消費量
が少ないため酸素の透過し易い膜例えば４弗化エチレン
膜等の使用が可能となり、そのため動脈血中酸素に対す
る応答速度の速い電極装置が得られるという特長がある
。本発明は以上の技術的背景に立つて陰極断面形状につ
いて種々検討を加えた結果、直径が小さくした棒状電極
（針状電極）にみられる欠点を除去し、針状電極の特長
を有効に拡大発展させ効果的な陰極構造をそなえたを提
供するものである。第２Ａ，２Ｂ図は本発明によりなる
電極の構造を示したもので、第３Ａ，３Ｂ図は特に本発
明にか＼わる陰極部の構造を示したものである。これら
第２Ａ，２Ｂ図および第３Ａ，３Ｂ図に示した本発明に
よる陰極ｖは、多数白金線又は金線よりなる陰極の反応
端面を円環状に配置した構造で、円周の１２等分点に針
線を等間隔に配列した例を示したものである。この陰極
ｖは上部リング１ａ、針線１ｂを一体的に成形または、
微小リング１ａ面に針線１ｂをろう接等したものであつ
てよい。次に本発明による電極構造を導くために行なつ
た研究より、電極面積と応答速度の関係及び微小電極（
針状電極）の欠点と対策等に関して説明し、本発明の優
れた作用効果を明らかにする。電極面積と応答速度の関
係 電極（陰極）を膜をへだてて皮膚止においた場合、陰極
によつて測定される０２は、陰極の真下の領域だけでな
く、陰極面積よりもかなり広い面積となる。
、以下に示すごとく耐用期間、測定値の信頼性、安定性
等種々の点で問題があつた。即ち２１Ｉ！１１φ〜３７
１ｉ１１φ程度の大きな断面を有する棒状の電極を陰極
に使用すると、電解電流が大きくなるためシグナル・ノ
イズ比（Ｓ／Ｎ比）は良くなるが、陰極面積が巨大なた
め、電解反応量が過大となり、電解液の消耗も激しく連
続測定で一回の使用時間が約２日程度ときわめて短いだ
けでなく、使用中の感度のドリフトも大きい。また、陰
極面が円形であるため、その周辺と中心部とでは、陽適
との距離や電解液の交換性が異なる関係で、同一酸素濃
度に対しても反応性が異なり、このため酸素分圧の変化
に対して正確な応答経過を示さない。また、この電極は
陰極面が電気化学的に見て巨大でその酸素の消費量が大
きいために、皮膚層の酸素フラツクスが大きくなり、こ
れが酸素測定値に影響して、組織内ＰＯ２が過小に測定
されがちとなる。このため、電極膜には酸素透過性の著
しく悪い膜例えばポリエステルフイルム（商品名マイラ
ーフイルム）等を用いてこの誤差を小さくすることが行
なわれるが、応答速度が遅くなるという欠点がある。次
に、棒状の陰極の断面を小さくした場合には、陰極が小
さくなるにつれて電極反応量が低下するためにシグナル
・ノイズ比（Ｓ７／Ｎ比）が次第に悪くなる。又、陰極
の直径を小さくして針状化し例えば１０〜１００μ程度
の太さにすると、測定する組織内酸素の採取範囲が針断
面の周辺部に限られるため、広い皮膚に対応する平均化
された動脈血酸素濃度を測ることが出来ず、偏在化した
酸素濃度を測定することになる。その他棒状の陰極断面
を小さくすると、電解電流が小さくなるため、電極膜の
シワ、伸び等の微小な変化が測定値て大きく影響して、
測定値の信頼性が損なわれたり電極と皮膚との密着性等
の微妙な差によつて測定値がバラツク等の欠点がある。
一方、棒状電極の断面を小さくすることにより電極面に
おける電解質液の消費量が著しく減少するため１回の使
用時間を飛躍的に延ばすことが出来る。又、酸素消費量
が少ないため酸素の透過し易い膜例えば４弗化エチレン
膜等の使用が可能となり、そのため動脈血中酸素に対す
る応答速度の速い電極装置が得られるという特長がある
。本発明は以上の技術的背景に立つて陰極断面形状につ
いて種々検討を加えた結果、直径が小さくした棒状電極
（針状電極）にみられる欠点を除去し、針状電極の特長
を有効に拡大発展させ効果的な陰極構造をそなえたを提
供するものである。第２Ａ，２Ｂ図は本発明によりなる
電極の構造を示したもので、第３Ａ，３Ｂ図は特に本発
明にか＼わる陰極部の構造を示したものである。これら
第２Ａ，２Ｂ図および第３Ａ，３Ｂ図に示した本発明に
よる陰極ｖは、多数白金線又は金線よりなる陰極の反応
端面を円環状に配置した構造で、円周の１２等分点に針
線を等間隔に配列した例を示したものである。この陰極
ｖは上部リング１ａ、針線１ｂを一体的に成形または、
微小リング１ａ面に針線１ｂをろう接等したものであつ
てよい。次に本発明による電極構造を導くために行なつ
た研究より、電極面積と応答速度の関係及び微小電極（
針状電極）の欠点と対策等に関して説明し、本発明の優
れた作用効果を明らかにする。電極面積と応答速度の関
係 電極（陰極）を膜をへだてて皮膚止においた場合、陰極
によつて測定される０２は、陰極の真下の領域だけでな
く、陰極面積よりもかなり広い面積となる。
第４Ａ図及び第４Ｂ図は、以下の説明の理解を助けるた
め、微少電極の場合及び巨大電極の場合について電極の
大きさと皮膚を透過する０２の透過領域を示したもので
ある。図４に示した０２透過領域の広がりは電解液層の
厚さ、電極膜の厚さなどによつて変化するが、電解液層
が充分に薄く、膜が２０ｔｔｍ程度のときには電極端面
の周辺より大略１００μｍ程度と推算される。勿論、皮
膚の０２透過量は周辺になるにつれて減少して明確な境
界がないが、全体に一様なフラツクスになるとして推定
した範囲がこれである。さて電極の反応面積Ｅに比し、
皮膚の０２透過領域Ｓは常に大きいが、この拡大率（透
過一反応面積比）Ｓ／Ｅは電極が微小なほど大きくなる
。
め、微少電極の場合及び巨大電極の場合について電極の
大きさと皮膚を透過する０２の透過領域を示したもので
ある。図４に示した０２透過領域の広がりは電解液層の
厚さ、電極膜の厚さなどによつて変化するが、電解液層
が充分に薄く、膜が２０ｔｔｍ程度のときには電極端面
の周辺より大略１００μｍ程度と推算される。勿論、皮
膚の０２透過量は周辺になるにつれて減少して明確な境
界がないが、全体に一様なフラツクスになるとして推定
した範囲がこれである。さて電極の反応面積Ｅに比し、
皮膚の０２透過領域Ｓは常に大きいが、この拡大率（透
過一反応面積比）Ｓ／Ｅは電極が微小なほど大きくなる
。
たとえば電極端面が２ｍφの円の場合には、Ｅ−３．１
４ｕｄ．Ｓ＝３．８０ｕｉで、Ｓ／Ｅ＝１．２１となり
拡大率は少ないが、０．０３１１ｉＲφの電極ではＥ＝
０．０００６９ｍｄ．Ｓ＝０．０４１５７ｆｔｄ．Ｓ／
Ｅ＝６０．１と拡大率が著しく大きい。電極による０２
の消費速度は、条件が一定であれば電極面積Ｅにほぼ比
例するから、Ｓ／Ｅが大きいときには皮膚内の０２透過
フラツクスが小さいことになる。土述の０．０３７１Ｉ
１１ｔφの電極では２７１ｇｔφの電極の場合よりフラ
ツクスが５０倍も少ないことになる。皮膚内の０２フラ
ツクスが著しく小さいときには皮膚の０２透過制限が生
じないで組織内の０２濃度（分圧）が正確に測定できる
ことになるが、このｑフラッグ中 瀞色ｈハ喜個
卆ナ田′７ースが大きいと、皮膚の０２透過速度を測定
することになつて、組織内ＰＯ！の反映度が悪くなる。
４ｕｄ．Ｓ＝３．８０ｕｉで、Ｓ／Ｅ＝１．２１となり
拡大率は少ないが、０．０３１１ｉＲφの電極ではＥ＝
０．０００６９ｍｄ．Ｓ＝０．０４１５７ｆｔｄ．Ｓ／
Ｅ＝６０．１と拡大率が著しく大きい。電極による０２
の消費速度は、条件が一定であれば電極面積Ｅにほぼ比
例するから、Ｓ／Ｅが大きいときには皮膚内の０２透過
フラツクスが小さいことになる。土述の０．０３７１Ｉ
１１ｔφの電極では２７１ｇｔφの電極の場合よりフラ
ツクスが５０倍も少ないことになる。皮膚内の０２フラ
ツクスが著しく小さいときには皮膚の０２透過制限が生
じないで組織内の０２濃度（分圧）が正確に測定できる
ことになるが、このｑフラッグ中 瀞色ｈハ喜個
卆ナ田′７ースが大きいと、皮膚の０２透過速度を測定
することになつて、組織内ＰＯ！の反映度が悪くなる。
このため巨大電極では皮膚自体よりもはるかに０２透過
性に少い電極膜を使用することによつて皮膚内０２フラ
ツクスを下げなければ組織ＰＯ２の正確な測定ができな
いことになり、このような膜を使用すると前述のごとく
測定の応答時間は遅くなる。これに対して微小電極では
Ｓ／Ｅ比が大きく、皮膚内の０２フラツクスが小さいか
ら、０２透過性の良い膜を用いても充分に組織内ＰＯ２
を反映するので、応答の速い測定が可能になる。しかし
ながら、この微小電極は次に述べるごとき欠点があり、
この欠点をたくみにカバーし、微小電極の長所を効果的
に生かした点が本発明の最大の特色である。微小点電極
の欠点と対策微小電極では皮膚内０２フラツクスが小さ
くなるので、０２変化に対する応答を敏感に観測できる
。
性に少い電極膜を使用することによつて皮膚内０２フラ
ツクスを下げなければ組織ＰＯ２の正確な測定ができな
いことになり、このような膜を使用すると前述のごとく
測定の応答時間は遅くなる。これに対して微小電極では
Ｓ／Ｅ比が大きく、皮膚内の０２フラツクスが小さいか
ら、０２透過性の良い膜を用いても充分に組織内ＰＯ２
を反映するので、応答の速い測定が可能になる。しかし
ながら、この微小電極は次に述べるごとき欠点があり、
この欠点をたくみにカバーし、微小電極の長所を効果的
に生かした点が本発明の最大の特色である。微小点電極
の欠点と対策微小電極では皮膚内０２フラツクスが小さ
くなるので、０２変化に対する応答を敏感に観測できる
。
これは非常に有利な面であるが、一方電極面での反応量
が著しく小さいので、測定値に対して残余電流が大きく
、ノイズやドリフトも大きい。要するにＳ／Ｎ比が悪い
。また、皮膚上の測定部が一点に近い限られた部分にな
るので皮膚面に異状があると組織全体の平均的な値を反
映しないことになる。本発明者は、微小電極の長所を維
持しつつ上記の欠点を除くには微小電極を多数配置した
多点電極がよいことを見出した。この場合、各微小電極
の反応性をほぼ同等ならしめるために、多点微少電極を
例えば環形またはリング状に配置することが好適である
。しかし、本発明はこのような配列に限定されるもので
はない。第５図および表に示したように直径１７１１！
ｌの円上に１２個配置した場合にはＳ／Ｅ比は１０倍以
上よくなる。
が著しく小さいので、測定値に対して残余電流が大きく
、ノイズやドリフトも大きい。要するにＳ／Ｎ比が悪い
。また、皮膚上の測定部が一点に近い限られた部分にな
るので皮膚面に異状があると組織全体の平均的な値を反
映しないことになる。本発明者は、微小電極の長所を維
持しつつ上記の欠点を除くには微小電極を多数配置した
多点電極がよいことを見出した。この場合、各微小電極
の反応性をほぼ同等ならしめるために、多点微少電極を
例えば環形またはリング状に配置することが好適である
。しかし、本発明はこのような配列に限定されるもので
はない。第５図および表に示したように直径１７１１！
ｌの円上に１２個配置した場合にはＳ／Ｅ比は１０倍以
上よくなる。
なお、このように多点配置することにより一点の場合よ
りもはるかに平均的な組織ＰＯ２が得られることが明ら
かとなつた。微小電極のリング状多点配置の代りに、極
めて薄いリング状電極を用いることも解決の一つである
。
りもはるかに平均的な組織ＰＯ２が得られることが明ら
かとなつた。微小電極のリング状多点配置の代りに、極
めて薄いリング状電極を用いることも解決の一つである
。
たとえば、第５図や前表の直径１７Ｈ！ｔ、厚さ０．０
１顛のリング陰極を用いた場合、前述の多点電極よりも
応答が多小悪いが、同じ直径の１ｍ円の電極よりは著し
く良好である。また、Ｓ／Ｅ比、平均値、 充
分に良い。またなお、第５図と前表に一 − うな断続
的に端面を切除して縦割り溝を 、たリング電極では
単純なリング＼よりも更に応答を多少良くすることがで
きる。
１顛のリング陰極を用いた場合、前述の多点電極よりも
応答が多小悪いが、同じ直径の１ｍ円の電極よりは著し
く良好である。また、Ｓ／Ｅ比、平均値、 充
分に良い。またなお、第５図と前表に一 − うな断続
的に端面を切除して縦割り溝を 、たリング電極では
単純なリング＼よりも更に応答を多少良くすることがで
きる。
本発明に関連して電極の形状、即ち電極の反応面積の影
響を調べるために検討した電極形状の種類を第５図に、
又この電極形状によつて得られた経皮式酸素測定装置の
特性比較を上表に示した。この表より明らかなごとく、
多点円環型のものは反映度、応答速度共に極めて優れし
かも残余電流が比較的低く最も実用性の高いものである
ことがわかる。同様に円環切除型の電極装置も、反映度
、応答速度、残余電流共に総体的によく、従つて本発明
による電極装置は実用性の優れた経皮式酸素測定装置を
提供する。
響を調べるために検討した電極形状の種類を第５図に、
又この電極形状によつて得られた経皮式酸素測定装置の
特性比較を上表に示した。この表より明らかなごとく、
多点円環型のものは反映度、応答速度共に極めて優れし
かも残余電流が比較的低く最も実用性の高いものである
ことがわかる。同様に円環切除型の電極装置も、反映度
、応答速度、残余電流共に総体的によく、従つて本発明
による電極装置は実用性の優れた経皮式酸素測定装置を
提供する。
第１Ａ，１Ｂ図は従来使用されている経皮式酸素測定電
極装置で、１は白金及び金等の貴金属よりなる陰極、２
は銀等の貴金属よりなる陽極、３はガス透過性の高分子
膜、４は加熱及び温度制御装置、５はＫｃｌ等の電解質
液、６はガラス及びエポキシ樹脂等の合成樹脂などより
なる絶縁部材、第２Ａ，２Ｂ図は本発明によりなる経皮
式酸素測定電極装置で、ｖは特に本発明によりなる第３
図に示した円環の一部を間隔をおいて断続的に切除した
構造を有する白金及び金よりなる陰極、２ないし７は第
１Ａ，１Ｂ図について説明したものと同じ部品である。
極装置で、１は白金及び金等の貴金属よりなる陰極、２
は銀等の貴金属よりなる陽極、３はガス透過性の高分子
膜、４は加熱及び温度制御装置、５はＫｃｌ等の電解質
液、６はガラス及びエポキシ樹脂等の合成樹脂などより
なる絶縁部材、第２Ａ，２Ｂ図は本発明によりなる経皮
式酸素測定電極装置で、ｖは特に本発明によりなる第３
図に示した円環の一部を間隔をおいて断続的に切除した
構造を有する白金及び金よりなる陰極、２ないし７は第
１Ａ，１Ｂ図について説明したものと同じ部品である。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 陰極及び陽極の端面に電解質液を付着保持してガス
透過性の高分子膜を装着すると共に、皮膚を加熱温度制
御する加熱部を備えた経皮式酸素測定電極装置において
、前記陰極を多数の貴金属線で構成したことを特徴とす
る経皮式酸素測定電極。 ２ 特許請求の範囲第１項記載の経皮式酸素測定電極に
おいて、多数の貴金属線よりなる陰極の貴金属線の配置
をほぼ円環状に配列したことを特徴とする経皮式酸素測
定用電極。 ３ 特許請求の範囲第１項記載の経皮式酸素測定電極に
おいて、多数の貴金属線よりなる陰極を、貴金属よりな
る中空円筒に多数の縦割溝を設けて形成したことを特徴
とする経皮式酸素測定電極装置。
Priority Applications (7)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP52126988A JPS5931326B2 (ja) | 1977-10-22 | 1977-10-22 | 酸素測定用電極装置 |
| GB7832532A GB2003275B (en) | 1977-08-24 | 1978-08-08 | Oxygen measuring electrode assembly |
| DE2835730A DE2835730C3 (de) | 1977-08-24 | 1978-08-16 | Polarographische Meßelektrodenvorrichtung |
| SE7808852A SE438912B (sv) | 1977-08-24 | 1978-08-22 | Polarografisk elektrodanordning for transkutan metning av syrepartialtryck i arteriellt blod |
| FR7824485A FR2400879A1 (fr) | 1977-08-24 | 1978-08-23 | Dispositif d'electrode pour la mesure de la pression partielle d'oxygene du sang arteriel |
| IT68958/78A IT1160612B (it) | 1977-08-24 | 1978-08-23 | Gruppo elettrodico per la determinazione della pressione parziale dell'ossigeno arterioso |
| US06/085,397 US4311151A (en) | 1977-08-24 | 1979-10-16 | Oxygen measuring electrode assembly |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP52126988A JPS5931326B2 (ja) | 1977-10-22 | 1977-10-22 | 酸素測定用電極装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5460787A JPS5460787A (en) | 1979-05-16 |
| JPS5931326B2 true JPS5931326B2 (ja) | 1984-08-01 |
Family
ID=14948868
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP52126988A Expired JPS5931326B2 (ja) | 1977-08-24 | 1977-10-22 | 酸素測定用電極装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS5931326B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005506887A (ja) * | 2001-10-23 | 2005-03-10 | メドトロニック ミニメド インコーポレイテッド | 移植可能なセンサ電極と電子回路構成 |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5910611Y2 (ja) * | 1978-08-31 | 1984-04-03 | 東亜電波工業株式会社 | 水中の溶存酸素測定用電極 |
-
1977
- 1977-10-22 JP JP52126988A patent/JPS5931326B2/ja not_active Expired
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005506887A (ja) * | 2001-10-23 | 2005-03-10 | メドトロニック ミニメド インコーポレイテッド | 移植可能なセンサ電極と電子回路構成 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS5460787A (en) | 1979-05-16 |
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