JPS63130045A - 結合センサ - Google Patents
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- JPS63130045A JPS63130045A JP62290429A JP29042987A JPS63130045A JP S63130045 A JPS63130045 A JP S63130045A JP 62290429 A JP62290429 A JP 62290429A JP 29042987 A JP29042987 A JP 29042987A JP S63130045 A JPS63130045 A JP S63130045A
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Classifications
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- 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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- A61B5/1455—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 optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
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- A61B5/14552—Details of sensors specially adapted therefor
-
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- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/1468—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using chemical or electrochemical methods, e.g. by polarographic means
- A61B5/1477—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 non-invasive
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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
この発明は、血液中の酸素(O゜)および二酸化炭素(
CO2)の経皮測定のための結合センサに関するもので
ある。
CO2)の経皮測定のための結合センサに関するもので
ある。
血液中のガス02および/またはCO2の経皮モニタの
ための測定センサが開示されている。測定プローブとも
呼ばれるこのような測定センサ、または略してセンサが
、基準または対電極として作用する金属本体を電気的に
加熱し、かつ制御装置を介して一定の温度に維持するこ
ともまた、DE−C3−2145400号に開示されて
いる。電気加熱は、これに2つの機能を有する。一方で
、暖めることによりn1定プローブの下の皮膚および組
織が充血し、かつ他方で測定プローブの一定の温度を維
持することにより、そこに含まれる物理的または電気化
学的測定エレメントの特性が安定化される。さらに、成
る条件の下では、測定プローブの温度を維持するのに所
要の加熱入力が、相対的局部の血液の流れをモニタする
のに用いられ得る。フッ7、フッ7およびリュッパース
(Huch、Huch and Ljibbers
)による本、すなわち「経皮り02 (Transc
utaneous pOz)J、チーメーフエルラー
ク・スツットガルトーニューヨーク(Thieme
Verlag Stuttgart −New Y
ork)1981を比較されたい。この本の101頁な
いし107頁に、酸素がボラログラフィにより測定され
る、酸素の分圧、I)02の経皮モニタのためのセンサ
および測定装置が述べられ、かつ78頁ないし80頁に
、経皮p02モニタの有効性に、適当なセンサ温度が必
要であることが指摘される。この目的のための最小温度
は43℃であるとみなされ、通常45℃までの温度が用
いられる。
ための測定センサが開示されている。測定プローブとも
呼ばれるこのような測定センサ、または略してセンサが
、基準または対電極として作用する金属本体を電気的に
加熱し、かつ制御装置を介して一定の温度に維持するこ
ともまた、DE−C3−2145400号に開示されて
いる。電気加熱は、これに2つの機能を有する。一方で
、暖めることによりn1定プローブの下の皮膚および組
織が充血し、かつ他方で測定プローブの一定の温度を維
持することにより、そこに含まれる物理的または電気化
学的測定エレメントの特性が安定化される。さらに、成
る条件の下では、測定プローブの温度を維持するのに所
要の加熱入力が、相対的局部の血液の流れをモニタする
のに用いられ得る。フッ7、フッ7およびリュッパース
(Huch、Huch and Ljibbers
)による本、すなわち「経皮り02 (Transc
utaneous pOz)J、チーメーフエルラー
ク・スツットガルトーニューヨーク(Thieme
Verlag Stuttgart −New Y
ork)1981を比較されたい。この本の101頁な
いし107頁に、酸素がボラログラフィにより測定され
る、酸素の分圧、I)02の経皮モニタのためのセンサ
および測定装置が述べられ、かつ78頁ないし80頁に
、経皮p02モニタの有効性に、適当なセンサ温度が必
要であることが指摘される。この目的のための最小温度
は43℃であるとみなされ、通常45℃までの温度が用
いられる。
これらの温度での皮膚の損傷を避けるために、43℃の
動作温度で約4時間ごとに、皮膚の表面の他のところに
測定センサを置くことが時々必要になる。この情況は信
頼のおける人々による注意および監督を要求し、それは
経験上、家庭環境においては仮定され得ない。それにも
かかわらず、このようなモニタを実行し得るために実施
される手順は、一定時間交互に加熱されかっpO2測定
のために用いられる2個のセンサの利用を伴う。
動作温度で約4時間ごとに、皮膚の表面の他のところに
測定センサを置くことが時々必要になる。この情況は信
頼のおける人々による注意および監督を要求し、それは
経験上、家庭環境においては仮定され得ない。それにも
かかわらず、このようなモニタを実行し得るために実施
される手順は、一定時間交互に加熱されかっpO2測定
のために用いられる2個のセンサの利用を伴う。
フエルラーク・シャタウアーψシュツットガルト(VE
RLAG 5CHATTAUERStuttgart
) 拳ニューヨーク 1985年、134頁ないし1
35頁、ホムバッハ/ヒルゲ(HOMBACH/HI
LGER) 、ホルタモニタ技術、ヘルツ(Holte
r Monitoring Technique、
Hergb、)におけるピータ−・エイチ・ジェイ(P
ETER,H。
RLAG 5CHATTAUERStuttgart
) 拳ニューヨーク 1985年、134頁ないし1
35頁、ホムバッハ/ヒルゲ(HOMBACH/HI
LGER) 、ホルタモニタ技術、ヘルツ(Holte
r Monitoring Technique、
Hergb、)におけるピータ−・エイチ・ジェイ(P
ETER,H。
J、)による論文、包括的アプローチにおけるホルタモ
ニタ技術(Hotter Monitoring
Technique in a Compreh
ensive Approach)、睡眠中無呼吸の
移動性モニタ(Ambulatory Monito
ring of 5leepAp n e a)を
比較されたい。しかしながら、この解決の不利な点は、
2個のセンサが必要であり、それが特に小さな子供達に
困難をもたらすことと、予め設定された時間間隔で測定
プローブ間に切換えるための複雑な電子手段が必要であ
ることである。さらに、必要である、2個のセンサの同
定較正から問題が生じる。
ニタ技術(Hotter Monitoring
Technique in a Compreh
ensive Approach)、睡眠中無呼吸の
移動性モニタ(Ambulatory Monito
ring of 5leepAp n e a)を
比較されたい。しかしながら、この解決の不利な点は、
2個のセンサが必要であり、それが特に小さな子供達に
困難をもたらすことと、予め設定された時間間隔で測定
プローブ間に切換えるための複雑な電子手段が必要であ
ることである。さらに、必要である、2個のセンサの同
定較正から問題が生じる。
二酸化炭素(Co2)の経皮モニタのためのil!J定
プローブは、たとえばDE−Al−2911343号お
よびDE−AI−3232515号に述べられる。これ
らの測定センサはpHal定電極金電極、それは、CO
□透過膜により包まれかつCO2ガスの拡散を介する、
測定されるべき材料とのガス交換を受ける、電解溶液の
薄い層のpHをnj定する。これにおいて、たとえばD
E−AI 29 11 343号内の実施例における
血液ガス分析器において長い間知られてきた既知のガラ
ス電極を用いるか、またはより最近では、DE−Al−
3232515号で述べられるような、特別なイリジウ
ム/イリジウム酸化物電極を用いて、pHが測定される
。
プローブは、たとえばDE−Al−2911343号お
よびDE−AI−3232515号に述べられる。これ
らの測定センサはpHal定電極金電極、それは、CO
□透過膜により包まれかつCO2ガスの拡散を介する、
測定されるべき材料とのガス交換を受ける、電解溶液の
薄い層のpHをnj定する。これにおいて、たとえばD
E−AI 29 11 343号内の実施例における
血液ガス分析器において長い間知られてきた既知のガラ
ス電極を用いるか、またはより最近では、DE−Al−
3232515号で述べられるような、特別なイリジウ
ム/イリジウム酸化物電極を用いて、pHが測定される
。
酸素および二酸化炭素の両方をモニタすることが望まし
く、かつ決定的な場合それが必要゛になる。
く、かつ決定的な場合それが必要゛になる。
したがって、DE−AI−2305049号は、1個の
センサハウジングにおいてI)02およびpCO2のた
めのセンサを空間的に結合するという、本来自明の提案
を開示する。この提案は今では、満足のいくp02測定
を確実にするように、同様に少なくとも43℃まで加熱
されなければならない結合りOz /pco□センサに
至っている。
センサハウジングにおいてI)02およびpCO2のた
めのセンサを空間的に結合するという、本来自明の提案
を開示する。この提案は今では、満足のいくp02測定
を確実にするように、同様に少なくとも43℃まで加熱
されなければならない結合りOz /pco□センサに
至っている。
さらに、規定された時間間隔における再較正がpCO2
の部分n1定に必要であり、それはたとえばDE−Al
−2305049号において特定されるようにガラス電
極によりもたらされる。
の部分n1定に必要であり、それはたとえばDE−Al
−2305049号において特定されるようにガラス電
極によりもたらされる。
この発明は、延長された期間、たとえば昼夜にわたって
センサを再配置するためにか、他のセンサに切換えるた
めにか、または較正手順のためにこのモニタを中断する
のを必要とすることなく、モニタするための1個のセン
サを用いて、血液中の二酸化炭素および酸素を同時にか
つ連続して経皮測定するために結合センサまたは結合測
定プローブを提供するという問題に基づく。
センサを再配置するためにか、他のセンサに切換えるた
めにか、または較正手順のためにこのモニタを中断する
のを必要とすることなく、モニタするための1個のセン
サを用いて、血液中の二酸化炭素および酸素を同時にか
つ連続して経皮測定するために結合センサまたは結合測
定プローブを提供するという問題に基づく。
たとえば、夜間の呼吸障害を伴う患者、またはいわゆる
小児急死症候群(SIDS)により脅かされる子供のモ
ニタにおいて、この問題に対する解決が必要になる。こ
れは、可能な場合、彼等の障害のより正確な診断のため
か、または臨床監督から家庭環境への遷移の期間、安定
性のために、ある最低限度まで自宅で続けられるように
病院内で行なわれたモニタのいずれかのために、家庭環
境における彼等の自然環境においてこのように患者もま
たモニタされるべきであることが明らかであるからであ
る。しかしながら、信頼のおけない測定または患者への
危険の恐れなく家庭環境においてこの型式のモニタのた
めの測定装置を素人でも作動することが可能でなければ
ならない。
小児急死症候群(SIDS)により脅かされる子供のモ
ニタにおいて、この問題に対する解決が必要になる。こ
れは、可能な場合、彼等の障害のより正確な診断のため
か、または臨床監督から家庭環境への遷移の期間、安定
性のために、ある最低限度まで自宅で続けられるように
病院内で行なわれたモニタのいずれかのために、家庭環
境における彼等の自然環境においてこのように患者もま
たモニタされるべきであることが明らかであるからであ
る。しかしながら、信頼のおけない測定または患者への
危険の恐れなく家庭環境においてこの型式のモニタのた
めの測定装置を素人でも作動することが可能でなければ
ならない。
特許請求の範囲第1項で述べられるように、この発明に
よる解決は、これまで開示された解決とは異なり、1個
の測定センサにおいてpc0211)1定装置が酸素の
分圧1)02を測定するための装置とではなく、血液の
酸素飽和度s02の分光測定のための測定装置と結合さ
れるよう、に、結合経皮測定酸素/二酸化炭素センサの
ために利用可能な、延長された期間の中断されない経皮
pCO2モニタの可能性を作り上げるという考えに基づ
く。第1に、これは、43℃またはそれ以上に皮膚を加
熱させることがもはや必要ではないので、皮膚上の測定
場所の局部過熱の問題をなくする。
よる解決は、これまで開示された解決とは異なり、1個
の測定センサにおいてpc0211)1定装置が酸素の
分圧1)02を測定するための装置とではなく、血液の
酸素飽和度s02の分光測定のための測定装置と結合さ
れるよう、に、結合経皮測定酸素/二酸化炭素センサの
ために利用可能な、延長された期間の中断されない経皮
pCO2モニタの可能性を作り上げるという考えに基づ
く。第1に、これは、43℃またはそれ以上に皮膚を加
熱させることがもはや必要ではないので、皮膚上の測定
場所の局部過熱の問題をなくする。
これまで必要であった、pCO2モニタのためのセンサ
の一部の折々の較正の他の問題を解決することは、次の
ような驚くべき発見により可能であった、すなわち、D
E−AI−3232515号で述べられるような経皮p
cO2it11定のための、かつpHIIJ定のための
イリジウム/イリジウム酸化物電極がこうして取付けら
れる測定センサが、非常に低いドリフトを有するので、
折々の較正なしに、すなわち24時間モニタを中断する
ことなく、たとえば42℃のより低い動作温度で動作さ
れ得て、かつ皮膚の損傷なしに患者の皮膚上の場所に残
され得るという驚くべき発見により、可能であった。
多くの場合、血液酸素飽和度SO□の測定が、患者をモ
ニタするのに充分であるということもまた明らかになっ
た。これは特に、たとえば5IDSの危険のある子供ま
たは夜間無呼吸の危険のある患者をモニタするための、
上記の家庭環境での利用に適用される。
の一部の折々の較正の他の問題を解決することは、次の
ような驚くべき発見により可能であった、すなわち、D
E−AI−3232515号で述べられるような経皮p
cO2it11定のための、かつpHIIJ定のための
イリジウム/イリジウム酸化物電極がこうして取付けら
れる測定センサが、非常に低いドリフトを有するので、
折々の較正なしに、すなわち24時間モニタを中断する
ことなく、たとえば42℃のより低い動作温度で動作さ
れ得て、かつ皮膚の損傷なしに患者の皮膚上の場所に残
され得るという驚くべき発見により、可能であった。
多くの場合、血液酸素飽和度SO□の測定が、患者をモ
ニタするのに充分であるということもまた明らかになっ
た。これは特に、たとえば5IDSの危険のある子供ま
たは夜間無呼吸の危険のある患者をモニタするための、
上記の家庭環境での利用に適用される。
この発明の教示の最初の態様により、血液中の酸素(O
2)および二酸化炭素(CO2)の経皮Apl定のため
の結合センサは、指示薬溶液におけるpH測定の原理に
括づ<pcO2のための測定装置と、種々の波長の光を
放出する発光ダイオードと、それに関する1個または2
個以上の光電受信機との組合わせで構成されてもよい、
酸素飽和度sO□の分光決定のための測定装置とを含む
。光の人力および出力はまた光導体を介してなされ得て
、評価装置においてスペクトル光の発生および測定がな
される。この発明の好ましい実施例における2個の発光
ダイオードの波長は、一方が、特にヘモグロビンまたは
酸素ヘモグロビンに対して等吸収である赤外領域、かつ
好ましくはλ−805nmにあり、他方の波長が赤の領
域、特に約λ=650nmにあるように選択される。
2)および二酸化炭素(CO2)の経皮Apl定のため
の結合センサは、指示薬溶液におけるpH測定の原理に
括づ<pcO2のための測定装置と、種々の波長の光を
放出する発光ダイオードと、それに関する1個または2
個以上の光電受信機との組合わせで構成されてもよい、
酸素飽和度sO□の分光決定のための測定装置とを含む
。光の人力および出力はまた光導体を介してなされ得て
、評価装置においてスペクトル光の発生および測定がな
される。この発明の好ましい実施例における2個の発光
ダイオードの波長は、一方が、特にヘモグロビンまたは
酸素ヘモグロビンに対して等吸収である赤外領域、かつ
好ましくはλ−805nmにあり、他方の波長が赤の領
域、特に約λ=650nmにあるように選択される。
信号評価が、脈拍酸素計測定法の原理に基づくこと、す
なわち発光ダイオードおよび/または信号評価を断続的
に請け、かつ測定される区域の動脈充填の脈拍位相に調
和して行なうことが特に都合良い。この原理は本来既知
であり、かつたとえばヨシア(YoshLa)/シマダ
(Shimada)/タナカ(Tanaka)による論
文、「指先における動脈酸素飽和度の分光測光器モニタ
(Spectrophotometric Moni
torlng of ArterialOxyge
n 5aturation in the F
ingertip)J、Med、Bi。
なわち発光ダイオードおよび/または信号評価を断続的
に請け、かつ測定される区域の動脈充填の脈拍位相に調
和して行なうことが特に都合良い。この原理は本来既知
であり、かつたとえばヨシア(YoshLa)/シマダ
(Shimada)/タナカ(Tanaka)による論
文、「指先における動脈酸素飽和度の分光測光器モニタ
(Spectrophotometric Moni
torlng of ArterialOxyge
n 5aturation in the F
ingertip)J、Med、Bi。
1、Engng、Comput、18;27−32(1
980)において述べられる。酸素計測定法の手順およ
びその歴史上の発展のさらに初期の基本的説明は、たと
えばウルリッヒ(ULLRICH)、フィジカリッシュ
テヒニツシエス・ツア・オクシメトリーウント・ファル
ブシュトツフィンイエクチオンスメトーデ(Phys
ika 11schtechnisches zur
Oxymetrie und Farbsto
ffinjektionsmethode)(酸素計測
定法および染料注入方法の物理的および技術的局面)、
ヘリゲ・ミッタイルンゲン・ヒュア・ディ・メディツィ
ン(HELLIGE MLtteilungen
fur die Medizin)、第7号、4頁
ないし16頁(1964)に見られ得る。
980)において述べられる。酸素計測定法の手順およ
びその歴史上の発展のさらに初期の基本的説明は、たと
えばウルリッヒ(ULLRICH)、フィジカリッシュ
テヒニツシエス・ツア・オクシメトリーウント・ファル
ブシュトツフィンイエクチオンスメトーデ(Phys
ika 11schtechnisches zur
Oxymetrie und Farbsto
ffinjektionsmethode)(酸素計測
定法および染料注入方法の物理的および技術的局面)、
ヘリゲ・ミッタイルンゲン・ヒュア・ディ・メディツィ
ン(HELLIGE MLtteilungen
fur die Medizin)、第7号、4頁
ないし16頁(1964)に見られ得る。
このように、この発明は血液中の二酸化炭素の分圧(t
c pcO2)および血液中の酸素飽和度(tcs0
2)を同時に連続して経皮測定するための結合測定プロ
ーブまたはセンサを作り、それは皮膚状の既知の小さな
センサ上に固定され得て、かつわずか42℃またはそれ
より低い温度まで加熱されかつその温度でサーモスタッ
トで調温される必要があり、これらの動作温度で達成さ
れる付加的利点は、脈拍酸素計測定法の測定信号の品質
が明らかに改良されかつ安定化されるということである
。
c pcO2)および血液中の酸素飽和度(tcs0
2)を同時に連続して経皮測定するための結合測定プロ
ーブまたはセンサを作り、それは皮膚状の既知の小さな
センサ上に固定され得て、かつわずか42℃またはそれ
より低い温度まで加熱されかつその温度でサーモスタッ
トで調温される必要があり、これらの動作温度で達成さ
れる付加的利点は、脈拍酸素計測定法の測定信号の品質
が明らかに改良されかつ安定化されるということである
。
この発明の第2の基本的実施例において、二酸化炭素の
分圧pct2および酸素飽和度s02の両方が、純粋に
光学的に/分光的に測定される。
分圧pct2および酸素飽和度s02の両方が、純粋に
光学的に/分光的に測定される。
この場合、pH色調指示薬が用いられ、かつそれは、た
とえばアクリル樹脂と結合されかつ電解物と接触する薄
い層内に存在する。
とえばアクリル樹脂と結合されかつ電解物と接触する薄
い層内に存在する。
この発明および有利な詳細は、例示の実施例に基づいて
、かつ図面を参照して以下で詳細に述べられる。
、かつ図面を参照して以下で詳細に述べられる。
第1図は、環状ハウジング4を示し、これはプラスチッ
クから構成されかつ中央オリフィス15を有し、その中
に、ぴったり嵌まる金属本体5が挿入され、これは好ま
しくは銀(Ag)から構成され、かつ表示では上側に、
すなわち(後続の)測定表面10に被覆銀/塩化銀基準
電極3が設けられる。オリフィス15は、基準電極3の
表面をわずかに超えてぐるりと−回りして突き出す円筒
壁21により範囲を定められ、そのため、さらに端縁に
おける基準電極3のくぼみにより、電解物貯蔵槽22が
形成される。金属本体5は中央穿孔12を有し、それは
また基準電極3を通過し、かつその中に、好ましい実施
例ではイリジウム/イリジウム酸化物(I r/I r
Ox)電極でありかつたとえば2mmの直径を有するp
H1IIJ定電極1が同中心配置で嵌められる。この電
極1は、鋳型合成樹脂の層2により基準電極3に対して
、かつ金属本体5に対して絶縁される。DE−AI−3
232515号で開示されるように、Ir/I rox
電極1は、表面側で、すなわち膜13に面しかつ電解物
8内に浸漬される表面で酸化されるイリジウムの1個の
円筒部分から作られ得る。
クから構成されかつ中央オリフィス15を有し、その中
に、ぴったり嵌まる金属本体5が挿入され、これは好ま
しくは銀(Ag)から構成され、かつ表示では上側に、
すなわち(後続の)測定表面10に被覆銀/塩化銀基準
電極3が設けられる。オリフィス15は、基準電極3の
表面をわずかに超えてぐるりと−回りして突き出す円筒
壁21により範囲を定められ、そのため、さらに端縁に
おける基準電極3のくぼみにより、電解物貯蔵槽22が
形成される。金属本体5は中央穿孔12を有し、それは
また基準電極3を通過し、かつその中に、好ましい実施
例ではイリジウム/イリジウム酸化物(I r/I r
Ox)電極でありかつたとえば2mmの直径を有するp
H1IIJ定電極1が同中心配置で嵌められる。この電
極1は、鋳型合成樹脂の層2により基準電極3に対して
、かつ金属本体5に対して絶縁される。DE−AI−3
232515号で開示されるように、Ir/I rox
電極1は、表面側で、すなわち膜13に面しかつ電解物
8内に浸漬される表面で酸化されるイリジウムの1個の
円筒部分から作られ得る。
しかしながら、イリジウムは比較的非常に高価な金属で
ある。このために、単に価格の理由で、表面上の、すな
わち電解物8内に浸漬される表面上のIr/IrOx電
極1の本体に、たとえば銀または銅から構成され得る電
極本体1aの残余のものに優れた導電性および伝熱性を
接続するイリジウムディスク11を設けることが概して
都合良い。
ある。このために、単に価格の理由で、表面上の、すな
わち電解物8内に浸漬される表面上のIr/IrOx電
極1の本体に、たとえば銀または銅から構成され得る電
極本体1aの残余のものに優れた導電性および伝熱性を
接続するイリジウムディスク11を設けることが概して
都合良い。
電解物8内に浸漬されるイリジウムディスク11の表面
は、この場合、電気化学的にまたは熱化学的に酸化され
、酸化物がイリジウム酸化水和物として水和形態で存在
することもまた可能になる。
は、この場合、電気化学的にまたは熱化学的に酸化され
、酸化物がイリジウム酸化水和物として水和形態で存在
することもまた可能になる。
基準電極3は、銀から構成される金属本体5の少なくと
も一部塩化表面により形成されるか、または銀/塩化銀
焼結金属の環状ディスクとして金属本体5上にめっきを
施されるかのいずれかである。
も一部塩化表面により形成されるか、または銀/塩化銀
焼結金属の環状ディスクとして金属本体5上にめっきを
施されるかのいずれかである。
金属本体5は、その周囲の表面外郭の領域に、加熱コイ
ル7が挿入される広い円形環状チャネルが設けられる。
ル7が挿入される広い円形環状チャネルが設けられる。
金属本体5に与えられる加熱入力は、少なくとも1個の
温度プローブ、たとえば偏心穿孔6に挿入されるサーミ
スタ23により制御される。たとえば再度サーミスタで
ある他の温度プローブ(図示せず)は、本来既知の態様
で金属本体5に挿入され得て、かつ金属本体の温度が、
予め設定され得る、たとえば42℃のしきい値数字を超
えると、加熱コイル7に与えられる加熱入力を直接中断
するための切換装置(図示せず)を制御する。
温度プローブ、たとえば偏心穿孔6に挿入されるサーミ
スタ23により制御される。たとえば再度サーミスタで
ある他の温度プローブ(図示せず)は、本来既知の態様
で金属本体5に挿入され得て、かつ金属本体の温度が、
予め設定され得る、たとえば42℃のしきい値数字を超
えると、加熱コイル7に与えられる加熱入力を直接中断
するための切換装置(図示せず)を制御する。
これまで述べられ、かつたとえばDE−Al−3232
515号カラ本来既知テアルpHDI定電極を有するp
co2測定装置は、この発明によりs02測定装置と結
合され、それは与えられた第1の実施例において、一方
で2個の発光ダイオード24および25の形の2個の光
電エミッタ装置から、かつ他方で、好ましくはシリコン
フォトエレメント(Stフォトエレメント)である光電
受信装置26から構成される。2個の発光ダイオード装
置24および25は、基準電極3および金属本体5のA
g/Ag(、lの層のボール状の凹所27に挿入され、
その凹所には湿気および気密態様で、表面側で、すなわ
ち膜13に面する測定表面側で平らに研削されかつ摩耗
される透光鋳造組成物28が充填される。透光鋳造組成
物28はまた、発光ダイオード24および25のための
(付加的)不活性層としても作用し得る。光が発生する
ダイオード24および25の側面は電解物8の層に向け
られ、それは、以下で述べられるセンサを完成した後、
測定表面と膜との間にそれらのビームが相互に干渉し合
わないような態様で存在する。信号は、金属本体5の穿
孔30を通過するリード線29を介してダイオード24
および25に与えられる。穿孔30は同様に、適当な鋳
造樹脂が充填され得る。
515号カラ本来既知テアルpHDI定電極を有するp
co2測定装置は、この発明によりs02測定装置と結
合され、それは与えられた第1の実施例において、一方
で2個の発光ダイオード24および25の形の2個の光
電エミッタ装置から、かつ他方で、好ましくはシリコン
フォトエレメント(Stフォトエレメント)である光電
受信装置26から構成される。2個の発光ダイオード装
置24および25は、基準電極3および金属本体5のA
g/Ag(、lの層のボール状の凹所27に挿入され、
その凹所には湿気および気密態様で、表面側で、すなわ
ち膜13に面する測定表面側で平らに研削されかつ摩耗
される透光鋳造組成物28が充填される。透光鋳造組成
物28はまた、発光ダイオード24および25のための
(付加的)不活性層としても作用し得る。光が発生する
ダイオード24および25の側面は電解物8の層に向け
られ、それは、以下で述べられるセンサを完成した後、
測定表面と膜との間にそれらのビームが相互に干渉し合
わないような態様で存在する。信号は、金属本体5の穿
孔30を通過するリード線29を介してダイオード24
および25に与えられる。穿孔30は同様に、適当な鋳
造樹脂が充填され得る。
光電受信装置26は、ダイオード24および25と類似
の態様で、同様に光を送る鋳造組成物32を用いてボー
ル状の凹所31内に挿入され、かつ測定表面または膜1
3および(後続の)電解物層8と整列される。信号は他
の穿孔34を通過するリード線33を介して取り出され
、この穿孔は同様に、金属本体5において、センサの最
終状態に設定された鋳造樹脂が充填される。
の態様で、同様に光を送る鋳造組成物32を用いてボー
ル状の凹所31内に挿入され、かつ測定表面または膜1
3および(後続の)電解物層8と整列される。信号は他
の穿孔34を通過するリード線33を介して取り出され
、この穿孔は同様に、金属本体5において、センサの最
終状態に設定された鋳造樹脂が充填される。
適当な励起で、2個の発光ダイオード24および25は
異なる波長の光を放出する。これらの波長のうちの1つ
は、ヘモグロビンおよび酸素ヘモグロビンの吸光係数と
一致するように、または換言すれば赤外領域において、
ヘモグロビンおよび酸素ヘモグロビンに対して等吸収で
あるように、特にλ−805nmに選択され、他のダイ
オードのための波長は、赤の領域で、たとえば約λ−6
50nmに選択される。既に上記のように、2個の発光
ダイオード24および25がトリガされ、かつ便宜上、
脈拍酸素計測定法の原理により信号が評価される。
異なる波長の光を放出する。これらの波長のうちの1つ
は、ヘモグロビンおよび酸素ヘモグロビンの吸光係数と
一致するように、または換言すれば赤外領域において、
ヘモグロビンおよび酸素ヘモグロビンに対して等吸収で
あるように、特にλ−805nmに選択され、他のダイ
オードのための波長は、赤の領域で、たとえば約λ−6
50nmに選択される。既に上記のように、2個の発光
ダイオード24および25がトリガされ、かつ便宜上、
脈拍酸素計測定法の原理により信号が評価される。
測定手順のためにセンサを準備するために、図面から明
らかなように、基準電極3と、表面側で摩耗される透光
鋳造組成物28および32と、■r/1rOx電極1と
の連続表面14(17定表面)上に電解物8の小滴が置
かれる。単一使用のために造られるスナップオンリング
/膜装置9はそれから、結合センサ上に留められる。ゎ
ずがなわん状変形で作られるスナップオンリング9は、
内部に突き出す円形ロッキング端縁19を有する。スナ
ップオンリング9がハウジング4上に押されると、ロッ
キング端縁19はハウジング上の突き出しリム20の後
ろでロックし、かつco2および光を透過できる膜13
が、正確にセンタリングされた表面14上で張力をかけ
られ、電解物8の薄い層が間に挾まれる。膜13が予め
センタリングされかつ張力をかけられたままであるスナ
ップオンリング9は既知であり、かつたとえばDE−A
1−30 40 544号で述べられる。
らかなように、基準電極3と、表面側で摩耗される透光
鋳造組成物28および32と、■r/1rOx電極1と
の連続表面14(17定表面)上に電解物8の小滴が置
かれる。単一使用のために造られるスナップオンリング
/膜装置9はそれから、結合センサ上に留められる。ゎ
ずがなわん状変形で作られるスナップオンリング9は、
内部に突き出す円形ロッキング端縁19を有する。スナ
ップオンリング9がハウジング4上に押されると、ロッ
キング端縁19はハウジング上の突き出しリム20の後
ろでロックし、かつco2および光を透過できる膜13
が、正確にセンタリングされた表面14上で張力をかけ
られ、電解物8の薄い層が間に挾まれる。膜13が予め
センタリングされかつ張力をかけられたままであるスナ
ップオンリング9は既知であり、かつたとえばDE−A
1−30 40 544号で述べられる。
純粋な光学的/分光的動作が存在し、がっ第2図に示さ
れる、この発明の第2の態様による結合センサは、理論
上、かつ設計および外部寸法により、第1図に示される
結合センサと類似の、または同一の態様で構成され得る
。同じ参照数字は、既に第1図に例示された対応する部
分およびエレメントを識別するのに用いられる。
れる、この発明の第2の態様による結合センサは、理論
上、かつ設計および外部寸法により、第1図に示される
結合センサと類似の、または同一の態様で構成され得る
。同じ参照数字は、既に第1図に例示された対応する部
分およびエレメントを識別するのに用いられる。
しかしながら、第1図に示された実施例の変更として、
pH測定電極1は二酸化炭素の分圧pCO2の測定のた
めに本質的に発光ダイオードユニット41.光電受信ユ
ニット42およびこのエミッタ/受信機の結合を被覆す
る色調表示器の薄い層からなる光学/分光測定装置に置
き換えられる。
pH測定電極1は二酸化炭素の分圧pCO2の測定のた
めに本質的に発光ダイオードユニット41.光電受信ユ
ニット42およびこのエミッタ/受信機の結合を被覆す
る色調表示器の薄い層からなる光学/分光測定装置に置
き換えられる。
この場合、分光n1定のために用いるのに適する色調表
示器は、当業者に既知である。都合の良い実施例におい
ては、色調表示器はたとえば、n1定表面14内の中間
層45としてディスクの形で埋没されたアクリル樹脂の
薄い層で巻かれる。もし電解物8のpHが変化するなら
ば、アクリル樹脂ディスク45で巻かれた色調表示器の
光吸収または光反射特性が変化する。第2図の場合にも
、鋳造樹脂43および44が充填された測定表面14内
の凹所に、発光ダイオードユニット41および光電受信
ユニット42がそれぞれ挿入される。
示器は、当業者に既知である。都合の良い実施例におい
ては、色調表示器はたとえば、n1定表面14内の中間
層45としてディスクの形で埋没されたアクリル樹脂の
薄い層で巻かれる。もし電解物8のpHが変化するなら
ば、アクリル樹脂ディスク45で巻かれた色調表示器の
光吸収または光反射特性が変化する。第2図の場合にも
、鋳造樹脂43および44が充填された測定表面14内
の凹所に、発光ダイオードユニット41および光電受信
ユニット42がそれぞれ挿入される。
第1図に示された実施例および第2図に示された実施例
では、発光ダイオード24.25.41および光電受信
ユニット26.42がどこか他の所に、たとえば測定装
置自体に置かれるのが可能であり、かつ光は薄いグラス
ファイバにより測定表面14に向けてかつ測定表面14
から離れて案内され得る。
では、発光ダイオード24.25.41および光電受信
ユニット26.42がどこか他の所に、たとえば測定装
置自体に置かれるのが可能であり、かつ光は薄いグラス
ファイバにより測定表面14に向けてかつ測定表面14
から離れて案内され得る。
m1図は、発明の概念の第1の態様に基づき、この発明
による結合センサを介するセクションの概略図を示す。 第2図は、第2の主たる解決に基づく結合センサのため
の、第1図の図に対応する例示の実施例を示す。 図において、1および3は電極、4はハウジング、5は
金属本体、7はコイル、8は電解物、9はスナップオン
リング/膜装置、11および45はディスク、22は貯
蔵槽、23はサーミスタ、24.25および41はダイ
オード、26および42は光電受信ユニット、28およ
び32は透光鋳造組成部分、29および33はリード線
・、43および44は鋳造樹脂である。
による結合センサを介するセクションの概略図を示す。 第2図は、第2の主たる解決に基づく結合センサのため
の、第1図の図に対応する例示の実施例を示す。 図において、1および3は電極、4はハウジング、5は
金属本体、7はコイル、8は電解物、9はスナップオン
リング/膜装置、11および45はディスク、22は貯
蔵槽、23はサーミスタ、24.25および41はダイ
オード、26および42は光電受信ユニット、28およ
び32は透光鋳造組成部分、29および33はリード線
・、43および44は鋳造樹脂である。
Claims (12)
- (1)血液中の酸素(O_2)および二酸化炭素(CO
_2)の経皮測定のための結合センサであって、共通セ
ンサハウジング(4)を含み、CO_2および光が透過
できる膜(13)により皮膚上の測定場所から分けられ
た電解物(8)におけるCO_2の分圧(pCO_2)
のための測定装置と、 分光測定法による血液酸素飽和度(sO_2)の測定の
ための測定装置(24、25、26)とがそこに組入れ
られる、結合センサ。 - (2)CO_2の分圧のための測定装置が、イリジウム
/イリジウム酸化物測定電極を有する電気測定装置とし
て設計される、特許請求の範囲第1項に記載の結合セン
サ。 - (3)CO_2の分圧(pCO_2)のための測定装置
が、CO_2および光が透過できる膜(13)により皮
膚上の測定場所から分けられる電解物の比色pH測定の
原理に基づいて設計される、特許請求の範囲第1項に記
載の結合センサ。 - (4)サーモスタットで調温された電気加熱装置(6、
7)を有する、特許請求の範囲第1項または第3項に記
載の結合センサ。 - (5)分光測定のための測定装置が、センサの測定表面
(14)に挿入されかつ異なる波長の光を放出する2個
の発光ダイオード(24、25)を有し、かつ同様にセ
ンサ測定表面(14)に挿入される少なくとも1個の光
電受信機(26)を有する、特許請求の範囲第1項に記
載の結合センサ。 - (6)分光sO_2測定のための測定装置が、異なる波
長の光を放出する2個の発光ダイオードを有し、かつ少
なくとも1個の光電受信ユニットを有し、かつ発光ダイ
オードおよび受信ユニットが、センサ測定表面(14)
上で終端となる光導体によりセンサに接続される、特許
請求の範囲第1項または第3項に記載の結合センサ。 - (7)比色pH測定装置が、測定表面(14)に深く挿
入される発光ダイオード(41)を有し、かつ同様に測
定表面(14)に深く埋没される光電受信ユニット(4
2)を有し、かつpH色調表示器が付加される中間層(
45)が、電解物(8)に、または電解物(8)とダイ
オード(41)の発光側面と光電受信ユニット(42)
との間の中間層に設けられる、特許請求の範囲第3項に
記載の結合センサ。 - (8)中間層(45)が、pH色調表示器を含むアクリ
ル樹脂から構成される、特許請求の範囲第7項に記載の
結合センサ。 - (9)発光ダイオード(24、25;41)および光電
受信ユニット(26;42)が、透光鋳造組成物(28
、32;43、44)によりセンサ測定表面(14)に
埋没される、特許請求の範囲第5項ないし第7項のいず
れかに記載の結合センサ。 - (10)一方の波長が電磁スペクトルの赤外領域に存在
するように選択され、かつ他方の波長が電磁スペクトル
の赤の領域に存在するように選択される、特許請求の範
囲第5項または第6項に記載の結合センサ。 - (11)一方の波長がヘモグロビンおよび酸素ヘモグロ
ビンに対して等吸収であるように選択されかつ好ましく
はλ=805nmであり、かつ他方の波長が約λ=65
0nmであるように選択される、特許請求の範囲第10
項に記載の結合センサ。 - (12)発光ダイオード(24、25)がモニタおよび
評価装置により、脈拍数に等しい速度で断続的に励起さ
れ得て、かつ測定される区域の動脈充填の脈拍位相と調
和して信号が評価される、特許請求の範囲第10項また
は第11項に記載の結合センサ。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
EP86115941.6 | 1986-11-17 | ||
EP86115941A EP0267978B1 (de) | 1986-11-17 | 1986-11-17 | Kombinationssensor zur transcutanen Erfassung von Sauerstoff und Kohlendioxid im Blut |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS63130045A true JPS63130045A (ja) | 1988-06-02 |
JPH0352B2 JPH0352B2 (ja) | 1991-01-07 |
Family
ID=8195604
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP62290429A Granted JPS63130045A (ja) | 1986-11-17 | 1987-11-17 | 結合センサ |
Country Status (4)
Country | Link |
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