JPH0352B2 - - Google Patents
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- JPH0352B2 JPH0352B2 JP62290429A JP29042987A JPH0352B2 JP H0352 B2 JPH0352 B2 JP H0352B2 JP 62290429 A JP62290429 A JP 62290429A JP 29042987 A JP29042987 A JP 29042987A JP H0352 B2 JPH0352 B2 JP H0352B2
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- 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 or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue
- A61B5/14542—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue for measuring blood gases
-
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-
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- A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
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- A61B5/1468—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue using chemical or electrochemical methods, e.g. by polarographic means
- A61B5/1477—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue using chemical or electrochemical methods, e.g. by polarographic means non-invasive
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Description
【発明の詳細な説明】
この発明は、血液中の酸素O2および二酸化炭
酸（CO2）の経皮測定のための結合センサに関す
るものである。
酸（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O2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−
C3−21 45 400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
ことにより測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、或る条件の下では、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。
フツフ、フツフおよびリユツバース（Huch，
Huch and Ｌｕ¨bbers）による本、すなわち「経
皮pO2（Transcutaneous pO2）」、チーメ・フエル
ラーク・スツツトガルト−ニユーヨーク
（Thieme Verlag Stuttgart−New York）1981
を比較されたい。この本の101頁ないし107頁に、
酸素がポラログラフイにより測定される、酸素の
分圧、pO2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
pO2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。
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−
C3−21 45 400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
ことにより測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、或る条件の下では、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。
フツフ、フツフおよびリユツバース（Huch，
Huch and Ｌｕ¨bbers）による本、すなわち「経
皮pO2（Transcutaneous pO2）」、チーメ・フエル
ラーク・スツツトガルト−ニユーヨーク
（Thieme Verlag Stuttgart−New York）1981
を比較されたい。この本の101頁ないし107頁に、
酸素がポラログラフイにより測定される、酸素の
分圧、pO2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
pO2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つ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・シヤタウアー・シユツツトガルト
（VERLAG SCHATTAUER Stuttgart）・ニユ
ーヨーク 1985年、134頁ないし135頁、ホムバツ
ハ／ヒルゲ（HOMBACH／HILGER）、ホルタ
モニタ技術、ヘルク（Holter Monitoring
Technique，Hergb.）におけるピーター・エイ
チ・ジエイ（PETER，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
（Holter Monitoring Technique in ａ
Comprehensive Approach）、睡眠中無呼吸の移
動性モニタ（Ambulatory Monitoring of Sleep
Apnea）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。
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つ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・シヤタウアー・シユツツトガルト
（VERLAG SCHATTAUER Stuttgart）・ニユ
ーヨーク 1985年、134頁ないし135頁、ホムバツ
ハ／ヒルゲ（HOMBACH／HILGER）、ホルタ
モニタ技術、ヘルク（Holter Monitoring
Technique，Hergb.）におけるピーター・エイ
チ・ジエイ（PETER，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
（Holter Monitoring Technique in ａ
Comprehensive Approach）、睡眠中無呼吸の移
動性モニタ（Ambulatory Monitoring of Sleep
Apnea）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測定
プローブは、たとえばDE−A1−29 11 343号お
よびDE−A1−32 32 515号に述べられる。これ
らの測定センサはPH測定電極を含み、それは、
CO2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を測定する。これにお
いて、たとえばDE−A1 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−A1−32 32 515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−A1−29 11 343号お
よびDE−A1−32 32 515号に述べられる。これ
らの測定センサはPH測定電極を含み、それは、
CO2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を測定する。これにお
いて、たとえばDE−A1 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−A1−32 32 515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。したがつて、DE−A1−23 05 049号は、１
個のセンサハウジングにおいてpO2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pO2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
pO2／pCO2センサに至つている。さらに、規定
された時間間隔における再較正がpCO2の部分測
定に必要であり、それはたとえばDE−A1−23
05 049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。
が望ましく、かつ決定的な場合それが必要にな
る。したがつて、DE−A1−23 05 049号は、１
個のセンサハウジングにおいてpO2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pO2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
pO2／pCO2センサに至つている。さらに、規定
された時間間隔における再較正がpCO2の部分測
定に必要であり、それはたとえばDE−A1−23
05 049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
わたつ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。
わたつ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。
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。
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。
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pCO2測定
装置が酸素の分圧pO2を測定するための装置とで
はなく、血液の酸素飽和度sO2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。
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pCO2測定
装置が酸素の分圧pO2を測定するための装置とで
はなく、血液の酸素飽和度sO2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。
これまで必要であつた、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
つた、すなわち、DE−A1−32 32 515号で述べ
られるような経皮pCO2測定のための、かつPH測
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、可能であつた。多くの
場合、血液酸素飽和度sO2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
なつた。これは特に、たとえばSIDS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。
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
つた、すなわち、DE−A1−32 32 515号で述べ
られるような経皮pCO2測定のための、かつPH測
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、可能であつた。多くの
場合、血液酸素飽和度sO2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
なつた。これは特に、たとえばSIDS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（O2）および二酸化炭素（CO2）の経皮測定
のための結合センサは、指示薬溶液におけるPH測
定の原理に基づく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sO2の
分光決定のための測定装置とを含む。光の入力お
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。
酸素（O2）および二酸化炭素（CO2）の経皮測定
のための結合センサは、指示薬溶液におけるPH測
定の原理に基づく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sO2の
分光決定のための測定装置とを含む。光の入力お
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（Yoshia）／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 Monitoring of Arterial
Oxygen Saturation in the Fingertip）」、Med.
Biol.Engng.Comput.18：27−32（1980）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
ウルリツヒ（ULLRICH）、フイジカリツシユテ
ヒニツシエス・ツア・オクシメトリ・ウント・フ
アルプシユトツフインイエクチオンスメトーデ
（Physikalischtechnisches zur Oxymetrie und
Farbstoffinjektionsmethode）（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・ミツタイルンゲン・ヒユア・デイ・メデ
イツイン（HELLIGE Mitteilungen fu¨r die
Medizin）、第７号、４頁ないし16頁（1964）に
見られ得る。
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（Yoshia）／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 Monitoring of Arterial
Oxygen Saturation in the Fingertip）」、Med.
Biol.Engng.Comput.18：27−32（1980）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
ウルリツヒ（ULLRICH）、フイジカリツシユテ
ヒニツシエス・ツア・オクシメトリ・ウント・フ
アルプシユトツフインイエクチオンスメトーデ
（Physikalischtechnisches zur Oxymetrie und
Farbstoffinjektionsmethode）（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・ミツタイルンゲン・ヒユア・デイ・メデ
イツイン（HELLIGE Mitteilungen fu¨r 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（tcpCO2）および血液中の酸素飽和度
（tcsO2）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ツ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。
分圧（tcpCO2）および血液中の酸素飽和度
（tcsO2）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ツ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pCO2および酸素飽和度sO2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。
化炭素の分圧pCO2および酸素飽和度sO2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。
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。
基づいて、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
ラスチツクから構成されかつ中央オリフイス１５
を有し、その中に、ぴつ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。オリフイス１５は、基準電極３の表面を
わずかに超えてぐるりと一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（Ir／IrOx）電極でありかつた
とえば２mmの直径を有するPH測定電極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−A1−32 32 515号
で開示されるように、Ir／IrOx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イスク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
イリジウムデイスク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。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
環状デイスクとして金属本体５上にめつきを施さ
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
る広い円形環状チヤネルが設けられる。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。
ラスチツクから構成されかつ中央オリフイス１５
を有し、その中に、ぴつ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。オリフイス１５は、基準電極３の表面を
わずかに超えてぐるりと一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（Ir／IrOx）電極でありかつた
とえば２mmの直径を有するPH測定電極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−A1−32 32 515号
で開示されるように、Ir／IrOx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イスク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
イリジウムデイスク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。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
環状デイスクとして金属本体５上にめつきを施さ
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
る広い円形環状チヤネルが設けられる。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。
これまで述べられ、かつたとえばDE−A1−32
32 515号から本来既知であるPH測定電極を有する
pCO2測定装置は、この発明によりsO2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個の光電エミツタ装置から、かつ他方
で、好ましくはシリコンフオトエレメント（Siフ
オトエレメント）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Ag／
AgCl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３
０は同様に、適当な鋳造樹脂が充填され得る。
32 515号から本来既知であるPH測定電極を有する
pCO2測定装置は、この発明によりsO2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個の光電エミツタ装置から、かつ他方
で、好ましくはシリコンフオトエレメント（Siフ
オトエレメント）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Ag／
AgCl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３
０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２
５と類似の態様で、同様に光を送る鋳造組成物３
２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１３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。
５と類似の態様で、同様に光を送る鋳造組成物３
２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１３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＝
650nｍ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。
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＝
650nｍ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、
Ir／IrOx電極１との連続表面１４（測定表面）
上に電解物８の小滴が置かれる。単一使用のため
に造られるスナツプオンリング／膜装置９はそれ
から、結合センサ上に留められる。わずかなわん
状変形で作られるスナツプオンリング９は、内部
に突き出す円形ロツキング端縁１９を有する。ス
ナツプオンリング９のハウジング４上に押される
と、ロツキング端縁１９はハウジング上の突き出
しリム２０の後ろでロツクし、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ツプオン
リング９は既知であり、かつたとえばDE−A1−
30 40 544号で述べられる。
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、
Ir／IrOx電極１との連続表面１４（測定表面）
上に電解物８の小滴が置かれる。単一使用のため
に造られるスナツプオンリング／膜装置９はそれ
から、結合センサ上に留められる。わずかなわん
状変形で作られるスナツプオンリング９は、内部
に突き出す円形ロツキング端縁１９を有する。ス
ナツプオンリング９のハウジング４上に押される
と、ロツキング端縁１９はハウジング上の突き出
しリム２０の後ろでロツクし、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ツプオン
リング９は既知であり、かつたとえばDE−A1−
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、かつ第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。
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。
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ツト
４１，光電受信ユニツト４２およびこのエミツ
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、分光測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、測定表
面１４内の中間層４５としてデイスクの形で埋没
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、アクリル樹脂デイ
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ツト４１および光電
受信ユニツト４２がそれぞれ挿入される。
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ツト
４１，光電受信ユニツト４２およびこのエミツ
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、分光測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、測定表
面１４内の中間層４５としてデイスクの形で埋没
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、アクリル樹脂デイ
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ツト４１および光電
受信ユニツト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ツト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アイバにより測定
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。
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ツト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アイバにより測定
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。
第１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ヨンの
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
はスナツプオンリング／膜装置、１１および４５
はデイスク、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は光電受信ユニツト、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。
この発明による結合センサを介するセクシヨンの
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
はスナツプオンリング／膜装置、１１および４５
はデイスク、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は光電受信ユニツト、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 (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 血液中の酸素（O2）および二酸化炭素
（CO2）の経皮測定のための結合センサであつて、
共通センサハウジング４を含み、 CO2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CO2
の分圧（pCO2）のための測定装置と、 分光測定法による血液酸素飽和度（sO2）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 CO2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 CO2の分圧（pCO2）のための測定装置が、
CO2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 サーモスタツ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sO2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個の光電受信ユニツトを有し、
かつ発光ダイオードおよび受信ユニツトが、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ツト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ツト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
受信ユニツト２６；４２が、透光鋳造組成物２
８，３２；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＝650nm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。
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