JPH0432985B2 - - Google Patents
Info
- Publication number
- JPH0432985B2 JPH0432985B2 JP59268095A JP26809584A JPH0432985B2 JP H0432985 B2 JPH0432985 B2 JP H0432985B2 JP 59268095 A JP59268095 A JP 59268095A JP 26809584 A JP26809584 A JP 26809584A JP H0432985 B2 JPH0432985 B2 JP H0432985B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- sensor
- gas
- hollow fiber
- porous hollow
- gate
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- 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
- G01N27/414—Ion-sensitive or chemical field-effect transistors, i.e. ISFETS or CHEMFETS
- G01N27/4141—Ion-sensitive or chemical field-effect transistors, i.e. ISFETS or CHEMFETS specially adapted for gases
-
- 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
- G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
- G01N33/483—Physical analysis of biological material
- G01N33/487—Physical analysis of biological material of liquid biological material
- G01N33/49—Blood
- G01N33/4925—Blood measuring blood gas content, e.g. O2, CO2, HCO3
Landscapes
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Microelectronics & Electronic Packaging (AREA)
- Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
- Electrochemistry (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Immunology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Description
（産業上の利用分野）
本発明は先端にゲート部と、他端に電極部を有
する細長状のゲート絶縁型電界効果トランジスタ
構造を有するイオンセンサー（以下ISFETとい
う）を用いたガスセンサーに関するものである。 （従来の技術） 炭酸ガス、アンモニアガスをはじめとするガス
濃度測定は工業用途において重要な事はいうまで
もないが、近年医学、生理学分野においても、生
体中のガス濃度を測定することが重要視されはじ
めている。例えば生理学においては、一細胞中の
ガス濃度の測定が重要な知見を与え、又医学にお
いては、麻酔患者や、重症患者、回復室の患者の
血中ガス濃度の継続的な測定が緊急事態の発見に
役立つている。かかる目的には細胞中、又は血管
中に挿入して用いることのできる極めて小さいガ
スセンサーが必要とされている。 上記目的には従来微小なガラス電極を用いたガ
スセンサーが提案されている。 しかしながら医学、生理学分野において使用さ
れるガスセンサーは生体内、例えば血管に挿入さ
れて使用されるため、その生体挿入部を直径２mm
以下とする必要があるが、ガラス電極はそのサイ
ズに限界があるとともにこわれ易いため取扱いが
困難である。また、ガラス膜の電極抵抗が大きく
なるため別に高入力抵抗増巾器を設ける必要があ
り、さらに電極抵抗も大きいため絶縁が難しく不
要な雑音を誘導しやすいなど実用上解決すべき多
くの問題点を有していた。 本願出願人は、従来のガラス電極を使用したガ
スセンサーの欠点を解消するため、半導体の電界
効果を利用したISFETを用いたガスセンサーを
持開昭56−2546号および特開昭57−40641号に提
案した。かかるガスセンサーはガスを吸収するこ
とによりイオン濃度（例えばPH）が変化するガス
吸収液にそのイオンに感応するISFETのゲート
部を接触させ、該ガス吸収液の外側をガス透過性
膜で被覆することにより製作することができる。
上記ガスセンサーに用いるISFETはIC技術を用
いて作製された絶縁ゲート型電界効果トランジス
タ構造を有しており、該トランジスタのゲート部
に、イオン交換物質、酵素等を含む化学選択性の
膜を形成した極めて小形なもので、この化学選択
性の膜表面における電解質との界面電位の変化を
検出して電解質中の特定イオン濃度や酵素に働く
特定物質等を測定するものである。このようなイ
オンセンサーの具体的構造に関して、本願出願人
は既に特公昭57−43863号に提案した。 かゝる公知のガスセンサーの特徴は、ゲート絶
縁型電界効果トランジスタ構造を有するイオンセ
ンサーのゲート部と比較電極とをガス吸収液を含
有する親水性ポリマーで被覆することにある。そ
の基本的な構造を第１図に示した。ゲート絶縁型
電界効果トランジスタ構造を有するイオンセンサ
ー１と比較電極２およびそれらに電極部３におい
て連結されたリード線４が管体５の中に絶縁樹脂
６によつて埋め込まれている。イオンセンサーの
ゲート部７と比較電極２の一部をガス吸収液を含
有する親水性ポリマー溶液８で被覆し、さらにそ
れらをガス透過性膜９によつて被覆してある。 （発明が解決しようとする問題点） しかし、かゝる公知のガスセンサーには次のよ
うな問題点のあることが判明した。(1)ガスセンサ
ーの特性、特に応答速度が親水性ポリマー層８の
形状や厚みによつて変動するために、一定性能の
センサーを製作するためには親水性ポリマー層の
形状や厚みを一定にする必要があるが、微量の親
水性ポリマーを定量的に一定の形状でISFETの
ゲート表面に被覆することが極めて困難である。
(2)親水性ポリマー８は流動性を有するために使用
中にセンサーが外力を受けた時、例えば第１図ａ
に示す形状が第１図ｂのように変形することがあ
る。そのために使用中にセンサーの特性が変化し
てしまう。(3)一般にイオンセンサー１は細く堅い
のに対し、ガス透過性膜９は例えば薄いシリコー
ンゴムのように脆弱なものを用いる場合が多い。
表面に脆弱な膜を被覆したガスセンサーを筋肉組
織に挿入すると筋肉組織への挿入時イオンセンサ
ーの先端でガス透過膜をつき破り、第１図ｃのよ
うにゲート部が露出して、ガスセンサーとしての
機能を失うことがある。 （問題点を解決するための手段） 本願出願人は、従来のガスセンサーにおけるこ
のような欠点を解消するために、鋭意研究の結
果、ガス吸収液保持体として従来のように親水性
ポリマーの溶液を用いる代りに、あらかじめ成型
された多孔性中空糸を用い、これをイオンセンサ
ーの先端部全体に被覆すればよいことを見出し本
発明に到達した。 次に本発明のガスセンサーの一実施例を図面に
て説明する。第２図は本発明のガスセンサーの基
本的な構成を示しており、第２図ａにおいて、イ
オンセンサー１と比較電極２およびイオンセンサ
ーの電極部３に連結されたリード線４は管体５の
中に絶縁樹脂６により埋め込まれている。イオン
センサーのイオン感応部（ゲート部）７と比較電
極の一部は１本の多孔性中空糸８の中空部に挿入
されてこの多孔性中空糸８によつて被覆され、多
孔性中空糸および該中空糸とイオンセンサーの空
隙部はガス吸収液９によつて満たされている。該
多孔性中空糸はさらにガス透過性の均質膜１０に
よつて被覆されている。第２図ｂにおいては比較
電極２は多孔性中空糸８の外部に設けられ、その
外側にガス透過性膜１０が被覆されている。 本発明のガスセンサーに用いられる多孔性中空
糸の素材としてはポリビニルアルコール、エチレ
ン−ビニルアルコール共重合体、等の親水性ポリ
マー、ポリアクリロニトリル、ポリエチレン、ポ
リプロピレン、ポリスルフオン、ポリテトロフロ
ロエチレン等の疎水性ポリマーが用いられる。疎
水性ポリマーはガス吸収液（一般的に水溶液）の
保持体としては一見不適切の印象を与えるが、ア
ルコールやアセトン等の水溶性有機溶媒をこれら
疎水性ポリマーからなる多孔性中空糸の細孔内に
充液し、その後これらの有機溶媒を水と置換する
ことによつて、容易にガス吸収液を保持させるこ
とができる。これらの素材は化学的に安定でなけ
ればならない。ガス吸収液は一般にアルカリもし
くは酸性の溶液であるので、そのような雰囲気中
で長期間化学的に安定な素材でなければ、ガスセ
ンサーの特性が経時的に変化してしまう。多孔性
中空糸の内径としてはイオンセンサーもしくはイ
オンセンサーと比較電極にかぶせるのに適したサ
イズが好ましい。多孔性中空糸の肉厚としては10
ないし200μｍが好ましい。肉厚がこれより薄く
なると中空糸の紡糸が難しく、かつ機械的強度も
小さくなるので、イオンセンサー上に中空糸をか
ぶせる作業が困難となる。肉厚が200μｍ以上に
なるとガスセンサーの応答が遅くなる。またセン
サー全体の外径も太くなるので生体留置に際して
侵襲度が大となる。多孔性中空糸としては限外
過あるいは精密過に用いられる膜であり、通常
精密過膜が用いられる。またこの膜はスキン層
を有する膜でも、均質膜でもよい。本発明に用い
る多孔性中空糸のポロシテイーとして20ないし80
％が好ましい。また細孔径としては0.03μｍない
し5μｍが好ましい。細孔容積や細孔径が上記範
囲より小さくなると、多孔性中空糸中のガスの拡
散速度が低下し、ガスセンサーの応答が遅くな
る。一方の細孔容積や細孔径が上記範囲より大き
くなると中空糸の機械的強度が低下し、中空糸自
身の紡糸や、センサーへの取り付けが難しくな
る。多孔性中空糸は少くともイオンセンサーのゲ
ート部を被覆していることが必要であるが、前述
のイオンセンサーによるガス透過膜のつき破りを
防ぐために、イオンセンサーの先端が中空糸内に
完全に収納される程度に被覆することが望まし
い。前述のように比較電極は多孔性中空糸の内側
にイオンセンサーと共に収納されてもよいし、多
孔性中空糸とガス透過膜の間に置かれてもよい。
一般的に比較電極はISFETのゲート部に近接し
ている方が誘導ノズルが小さいので前者の方が好
ましい。 （実施例） 特公昭57−43863号に記載された、ゲート部全
周が酸化ケイ素および窒化ケイ素で被覆されたPH
感応性の電界効果トランジスター（長さ５mm、巾
400μｍ）と銀線を塩素化して作成したAg−AgCl
比較電極をナイロンカテーテル（直径0.6mm）に
引き込み、トランジスターのPH感応部と比較電極
の先端のみを露出させてナイロンカテーテル巾に
シリコーン樹脂で固定した。 一方ポリスルフオンの多孔性中空糸を特開昭58
−91822号に記載されている方法で紡糸した。す
なわち多孔性中空糸は、微孔形成剤を含む紡糸原
液を環状ノズルより押し出した後、微孔形成剤を
抽出除去することにより成型される。従つて多孔
性中空糸の形状は環状ノズルの開口部の形状と微
孔形成剤の微粉体の粒径によつて決定される。該
中空糸の内径は325μｍ、外径380μｍで外表面に
平均細孔1.2μｍの微孔が70％の開孔率で存在し、
内表面は0.1μ以上の微孔を多数有する微細多孔構
造であつた。該中空糸を第２図ａのごとくPH感応
性電界効果トランジスタと比較電極の露出部にか
ぶせ、トランジスターの先端より0.2mmほどの先
のところで中空糸をカツトした。この形のセンサ
ーの中空糸部をエチルアルコール中に浸漬し、中
空糸の細孔内にエタノールを浸み込ませた後、該
センサー中空糸部を流水中に浸漬し、細孔中のエ
チルアルコールを水と置換した。その後該センサ
ー中空糸部を0.1MのNaHCO3と0.05MのNaClを
含む水溶液中に浸漬し細孔内にNaHCO3とNaCl
を拡散させた。これに先端を封じたシリコーンゴ
ムチユーブをかぶせた。このようにして第２図ａ
に示したような炭酸ガスセンサーを作つた。 この炭酸ガスセンサーを犬の心臓筋組織中に留
置し２時間鼓動時の心筋中の炭酸ガス分圧をモニ
タリングした。この動物実験使用前後のセンサー
の感度と応答時間を測定した。その結果を表−１
に示した。表−１から明らかなように、本方法で
作つた炭酸ガスセンサーの感度と応答時間は心筋
運動にさらされた後でもほとんど変化していな
い。
する細長状のゲート絶縁型電界効果トランジスタ
構造を有するイオンセンサー（以下ISFETとい
う）を用いたガスセンサーに関するものである。 （従来の技術） 炭酸ガス、アンモニアガスをはじめとするガス
濃度測定は工業用途において重要な事はいうまで
もないが、近年医学、生理学分野においても、生
体中のガス濃度を測定することが重要視されはじ
めている。例えば生理学においては、一細胞中の
ガス濃度の測定が重要な知見を与え、又医学にお
いては、麻酔患者や、重症患者、回復室の患者の
血中ガス濃度の継続的な測定が緊急事態の発見に
役立つている。かかる目的には細胞中、又は血管
中に挿入して用いることのできる極めて小さいガ
スセンサーが必要とされている。 上記目的には従来微小なガラス電極を用いたガ
スセンサーが提案されている。 しかしながら医学、生理学分野において使用さ
れるガスセンサーは生体内、例えば血管に挿入さ
れて使用されるため、その生体挿入部を直径２mm
以下とする必要があるが、ガラス電極はそのサイ
ズに限界があるとともにこわれ易いため取扱いが
困難である。また、ガラス膜の電極抵抗が大きく
なるため別に高入力抵抗増巾器を設ける必要があ
り、さらに電極抵抗も大きいため絶縁が難しく不
要な雑音を誘導しやすいなど実用上解決すべき多
くの問題点を有していた。 本願出願人は、従来のガラス電極を使用したガ
スセンサーの欠点を解消するため、半導体の電界
効果を利用したISFETを用いたガスセンサーを
持開昭56−2546号および特開昭57−40641号に提
案した。かかるガスセンサーはガスを吸収するこ
とによりイオン濃度（例えばPH）が変化するガス
吸収液にそのイオンに感応するISFETのゲート
部を接触させ、該ガス吸収液の外側をガス透過性
膜で被覆することにより製作することができる。
上記ガスセンサーに用いるISFETはIC技術を用
いて作製された絶縁ゲート型電界効果トランジス
タ構造を有しており、該トランジスタのゲート部
に、イオン交換物質、酵素等を含む化学選択性の
膜を形成した極めて小形なもので、この化学選択
性の膜表面における電解質との界面電位の変化を
検出して電解質中の特定イオン濃度や酵素に働く
特定物質等を測定するものである。このようなイ
オンセンサーの具体的構造に関して、本願出願人
は既に特公昭57−43863号に提案した。 かゝる公知のガスセンサーの特徴は、ゲート絶
縁型電界効果トランジスタ構造を有するイオンセ
ンサーのゲート部と比較電極とをガス吸収液を含
有する親水性ポリマーで被覆することにある。そ
の基本的な構造を第１図に示した。ゲート絶縁型
電界効果トランジスタ構造を有するイオンセンサ
ー１と比較電極２およびそれらに電極部３におい
て連結されたリード線４が管体５の中に絶縁樹脂
６によつて埋め込まれている。イオンセンサーの
ゲート部７と比較電極２の一部をガス吸収液を含
有する親水性ポリマー溶液８で被覆し、さらにそ
れらをガス透過性膜９によつて被覆してある。 （発明が解決しようとする問題点） しかし、かゝる公知のガスセンサーには次のよ
うな問題点のあることが判明した。(1)ガスセンサ
ーの特性、特に応答速度が親水性ポリマー層８の
形状や厚みによつて変動するために、一定性能の
センサーを製作するためには親水性ポリマー層の
形状や厚みを一定にする必要があるが、微量の親
水性ポリマーを定量的に一定の形状でISFETの
ゲート表面に被覆することが極めて困難である。
(2)親水性ポリマー８は流動性を有するために使用
中にセンサーが外力を受けた時、例えば第１図ａ
に示す形状が第１図ｂのように変形することがあ
る。そのために使用中にセンサーの特性が変化し
てしまう。(3)一般にイオンセンサー１は細く堅い
のに対し、ガス透過性膜９は例えば薄いシリコー
ンゴムのように脆弱なものを用いる場合が多い。
表面に脆弱な膜を被覆したガスセンサーを筋肉組
織に挿入すると筋肉組織への挿入時イオンセンサ
ーの先端でガス透過膜をつき破り、第１図ｃのよ
うにゲート部が露出して、ガスセンサーとしての
機能を失うことがある。 （問題点を解決するための手段） 本願出願人は、従来のガスセンサーにおけるこ
のような欠点を解消するために、鋭意研究の結
果、ガス吸収液保持体として従来のように親水性
ポリマーの溶液を用いる代りに、あらかじめ成型
された多孔性中空糸を用い、これをイオンセンサ
ーの先端部全体に被覆すればよいことを見出し本
発明に到達した。 次に本発明のガスセンサーの一実施例を図面に
て説明する。第２図は本発明のガスセンサーの基
本的な構成を示しており、第２図ａにおいて、イ
オンセンサー１と比較電極２およびイオンセンサ
ーの電極部３に連結されたリード線４は管体５の
中に絶縁樹脂６により埋め込まれている。イオン
センサーのイオン感応部（ゲート部）７と比較電
極の一部は１本の多孔性中空糸８の中空部に挿入
されてこの多孔性中空糸８によつて被覆され、多
孔性中空糸および該中空糸とイオンセンサーの空
隙部はガス吸収液９によつて満たされている。該
多孔性中空糸はさらにガス透過性の均質膜１０に
よつて被覆されている。第２図ｂにおいては比較
電極２は多孔性中空糸８の外部に設けられ、その
外側にガス透過性膜１０が被覆されている。 本発明のガスセンサーに用いられる多孔性中空
糸の素材としてはポリビニルアルコール、エチレ
ン−ビニルアルコール共重合体、等の親水性ポリ
マー、ポリアクリロニトリル、ポリエチレン、ポ
リプロピレン、ポリスルフオン、ポリテトロフロ
ロエチレン等の疎水性ポリマーが用いられる。疎
水性ポリマーはガス吸収液（一般的に水溶液）の
保持体としては一見不適切の印象を与えるが、ア
ルコールやアセトン等の水溶性有機溶媒をこれら
疎水性ポリマーからなる多孔性中空糸の細孔内に
充液し、その後これらの有機溶媒を水と置換する
ことによつて、容易にガス吸収液を保持させるこ
とができる。これらの素材は化学的に安定でなけ
ればならない。ガス吸収液は一般にアルカリもし
くは酸性の溶液であるので、そのような雰囲気中
で長期間化学的に安定な素材でなければ、ガスセ
ンサーの特性が経時的に変化してしまう。多孔性
中空糸の内径としてはイオンセンサーもしくはイ
オンセンサーと比較電極にかぶせるのに適したサ
イズが好ましい。多孔性中空糸の肉厚としては10
ないし200μｍが好ましい。肉厚がこれより薄く
なると中空糸の紡糸が難しく、かつ機械的強度も
小さくなるので、イオンセンサー上に中空糸をか
ぶせる作業が困難となる。肉厚が200μｍ以上に
なるとガスセンサーの応答が遅くなる。またセン
サー全体の外径も太くなるので生体留置に際して
侵襲度が大となる。多孔性中空糸としては限外
過あるいは精密過に用いられる膜であり、通常
精密過膜が用いられる。またこの膜はスキン層
を有する膜でも、均質膜でもよい。本発明に用い
る多孔性中空糸のポロシテイーとして20ないし80
％が好ましい。また細孔径としては0.03μｍない
し5μｍが好ましい。細孔容積や細孔径が上記範
囲より小さくなると、多孔性中空糸中のガスの拡
散速度が低下し、ガスセンサーの応答が遅くな
る。一方の細孔容積や細孔径が上記範囲より大き
くなると中空糸の機械的強度が低下し、中空糸自
身の紡糸や、センサーへの取り付けが難しくな
る。多孔性中空糸は少くともイオンセンサーのゲ
ート部を被覆していることが必要であるが、前述
のイオンセンサーによるガス透過膜のつき破りを
防ぐために、イオンセンサーの先端が中空糸内に
完全に収納される程度に被覆することが望まし
い。前述のように比較電極は多孔性中空糸の内側
にイオンセンサーと共に収納されてもよいし、多
孔性中空糸とガス透過膜の間に置かれてもよい。
一般的に比較電極はISFETのゲート部に近接し
ている方が誘導ノズルが小さいので前者の方が好
ましい。 （実施例） 特公昭57−43863号に記載された、ゲート部全
周が酸化ケイ素および窒化ケイ素で被覆されたPH
感応性の電界効果トランジスター（長さ５mm、巾
400μｍ）と銀線を塩素化して作成したAg−AgCl
比較電極をナイロンカテーテル（直径0.6mm）に
引き込み、トランジスターのPH感応部と比較電極
の先端のみを露出させてナイロンカテーテル巾に
シリコーン樹脂で固定した。 一方ポリスルフオンの多孔性中空糸を特開昭58
−91822号に記載されている方法で紡糸した。す
なわち多孔性中空糸は、微孔形成剤を含む紡糸原
液を環状ノズルより押し出した後、微孔形成剤を
抽出除去することにより成型される。従つて多孔
性中空糸の形状は環状ノズルの開口部の形状と微
孔形成剤の微粉体の粒径によつて決定される。該
中空糸の内径は325μｍ、外径380μｍで外表面に
平均細孔1.2μｍの微孔が70％の開孔率で存在し、
内表面は0.1μ以上の微孔を多数有する微細多孔構
造であつた。該中空糸を第２図ａのごとくPH感応
性電界効果トランジスタと比較電極の露出部にか
ぶせ、トランジスターの先端より0.2mmほどの先
のところで中空糸をカツトした。この形のセンサ
ーの中空糸部をエチルアルコール中に浸漬し、中
空糸の細孔内にエタノールを浸み込ませた後、該
センサー中空糸部を流水中に浸漬し、細孔中のエ
チルアルコールを水と置換した。その後該センサ
ー中空糸部を0.1MのNaHCO3と0.05MのNaClを
含む水溶液中に浸漬し細孔内にNaHCO3とNaCl
を拡散させた。これに先端を封じたシリコーンゴ
ムチユーブをかぶせた。このようにして第２図ａ
に示したような炭酸ガスセンサーを作つた。 この炭酸ガスセンサーを犬の心臓筋組織中に留
置し２時間鼓動時の心筋中の炭酸ガス分圧をモニ
タリングした。この動物実験使用前後のセンサー
の感度と応答時間を測定した。その結果を表−１
に示した。表−１から明らかなように、本方法で
作つた炭酸ガスセンサーの感度と応答時間は心筋
運動にさらされた後でもほとんど変化していな
い。
【表】
比較例
実施例と同様にしてPH感応性電界効果トランジ
スターと比較電極をナイロンカテーテル中に埋め
込み、シリコーン樹脂で固定した。0.1Mの
NaHCO3と0.05MのNaClおよび10wt％のポリビ
ニルアルコールを含む水溶液をトランジスターの
PH感応部と比較電極の露出部にコートし、これに
先端を封じたシリコーンゴムチユーブをかぶせて
炭酸ガスセンサーを作つた。 この炭酸ガスセンサーを用いて実施例と同様の
犬の心筋中の炭酸ガス分圧のモニタリングを行
い、その前後の感度と応答時間を測定した。その
結果を表−２に示した。これから明らかなごと
く、ガス吸収液として親水性ポリマーの溶液を用
いた場合、心筋中にセンサーを留置する時に破損
することが多く、破損しない場合でも心筋運動に
よりセンサーの特性が変化してしまう。破損の原
因は全てトランジスターの先端によるシリコーン
ゴムチユーブのつき破りであつた。
スターと比較電極をナイロンカテーテル中に埋め
込み、シリコーン樹脂で固定した。0.1Mの
NaHCO3と0.05MのNaClおよび10wt％のポリビ
ニルアルコールを含む水溶液をトランジスターの
PH感応部と比較電極の露出部にコートし、これに
先端を封じたシリコーンゴムチユーブをかぶせて
炭酸ガスセンサーを作つた。 この炭酸ガスセンサーを用いて実施例と同様の
犬の心筋中の炭酸ガス分圧のモニタリングを行
い、その前後の感度と応答時間を測定した。その
結果を表−２に示した。これから明らかなごと
く、ガス吸収液として親水性ポリマーの溶液を用
いた場合、心筋中にセンサーを留置する時に破損
することが多く、破損しない場合でも心筋運動に
よりセンサーの特性が変化してしまう。破損の原
因は全てトランジスターの先端によるシリコーン
ゴムチユーブのつき破りであつた。
【表】
（発明の効果）
本発明のガスセンサーは従来のガスセンサーに
比べて次のような長所を有する。(1)多孔性中空糸
は紡糸技術によつてあらかじめ製造されるので、
形状や細孔分布を一定にすることが容易である。
そのためにガスセンサーの特性のバラつきを少な
くすることができる。(2)多孔性中空糸はポリマー
溶液と違つて、流動性はなく、一定の形を永久的
に保持することができるので、センサーの特性が
外力によつて変化することが少ない。(3)多孔性中
空糸をセンサーの先端にかぶせることによつてセ
ンサーの先端でガス透過膜を破ることを抑制でき
る。このように本発明のガスセンサーは従来のガ
スセンサーの問題点の多くを解消した実用上極め
て有用なものである。
比べて次のような長所を有する。(1)多孔性中空糸
は紡糸技術によつてあらかじめ製造されるので、
形状や細孔分布を一定にすることが容易である。
そのためにガスセンサーの特性のバラつきを少な
くすることができる。(2)多孔性中空糸はポリマー
溶液と違つて、流動性はなく、一定の形を永久的
に保持することができるので、センサーの特性が
外力によつて変化することが少ない。(3)多孔性中
空糸をセンサーの先端にかぶせることによつてセ
ンサーの先端でガス透過膜を破ることを抑制でき
る。このように本発明のガスセンサーは従来のガ
スセンサーの問題点の多くを解消した実用上極め
て有用なものである。
第１図は従来のガスセンサーの断面図であり、
第２図は本発明のガスセンサーの端面図である。 １……イオン感応性電界効果トランジスター、
２……比較電極、３……電極部、４……リード
線、５……管体、６……絶縁樹脂、７……ゲート
部、８……親水性高分子溶液、９……ガス透過
膜。
第２図は本発明のガスセンサーの端面図である。 １……イオン感応性電界効果トランジスター、
２……比較電極、３……電極部、４……リード
線、５……管体、６……絶縁樹脂、７……ゲート
部、８……親水性高分子溶液、９……ガス透過
膜。
Claims (1)
- １ 先端にゲート部と他端に電極部を有する細長
状のゲート絶縁型電界効果トランジスタ構造を有
するイオンセンサーの該ゲート部に隣接して比較
電極を設け、該ゲート部もしくは該ゲート部と比
較電極をガスを吸収することによりイオン濃度が
変化する吸収液を包含する多孔性中空糸の中空部
に挿入してこの多孔性中空糸で被覆し、該多孔性
中空糸の表面をガス透過性膜で被覆したことを特
徴とするガスセンサー。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59268095A JPS61144562A (ja) | 1984-12-18 | 1984-12-18 | ガスセンサ− |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59268095A JPS61144562A (ja) | 1984-12-18 | 1984-12-18 | ガスセンサ− |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61144562A JPS61144562A (ja) | 1986-07-02 |
| JPH0432985B2 true JPH0432985B2 (ja) | 1992-06-01 |
Family
ID=17453818
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59268095A Granted JPS61144562A (ja) | 1984-12-18 | 1984-12-18 | ガスセンサ− |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS61144562A (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH1071150A (ja) * | 1996-07-03 | 1998-03-17 | Nippon Koden Corp | 生体内ガスセンサ |
| US7530715B2 (en) | 2006-05-31 | 2009-05-12 | Jenn-Wei Mii | Luminescent assembly with shortwave and visible light source |
-
1984
- 1984-12-18 JP JP59268095A patent/JPS61144562A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS61144562A (ja) | 1986-07-02 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US4568444A (en) | Chemical substance measuring apparatus | |
| US4197852A (en) | Catheter electrode for electrochemical analysis | |
| US8017314B2 (en) | Immersion sensor for measuring the concentration of an analyte with the help of an oxidase | |
| US4614577A (en) | Apparatus for urea analysis | |
| US10060877B2 (en) | Electrochemical sensor for determining an analyte concentration | |
| JPH0142688B2 (ja) | ||
| US4653499A (en) | Solid phase electrode | |
| JPH0365491B2 (ja) | ||
| EP0592805A2 (en) | Carbon sensor electrode and process for producing the same | |
| US4463593A (en) | Apparatus for monitoring the partial pressure of gases | |
| US5106482A (en) | High speed oxygen sensor | |
| EP0056178B1 (en) | Electrode for living bodies | |
| JPH0432985B2 (ja) | ||
| JPH06119B2 (ja) | 汗中有機物及び電解質検出用経皮センサ | |
| JPH0138524Y2 (ja) | ||
| JPS585642A (ja) | 酵素電極 | |
| JPH0694670A (ja) | 炭素センサー電極およびその製造方法 | |
| JPS6248188B2 (ja) | ||
| JPH0368691B2 (ja) | ||
| JPS61225642A (ja) | 化学物質測定装置 | |
| JPS61237048A (ja) | 化学物質測定用装置 | |
| JPH0367220B2 (ja) | ||
| Caflisch et al. | Exocrine ductal p CO2 in the rabbit pancreas | |
| JPS5928357Y2 (ja) | 医療用ｆｅｔセンサ− | |
| JPH0477573B2 (ja) |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |