JPH0647028A - 電気化学センサー - Google Patents
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- JPH0647028A JPH0647028A JP5121491A JP12149193A JPH0647028A JP H0647028 A JPH0647028 A JP H0647028A JP 5121491 A JP5121491 A JP 5121491A JP 12149193 A JP12149193 A JP 12149193A JP H0647028 A JPH0647028 A JP H0647028A
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Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【目的】 本発明は信頼性の高い長寿命の血中の酸素分
圧を測定する電気化学センサーを提供するものである。 【構成】 本発明電気化学センサーは、酸素ガス透過性
膜１９により画成された小室２３中に含まれる電解質１
７に浸漬されたカソード２０およびアノード２１を含む
ものであり、アノード２１を形成する導体１２を“Ｕ”
形状２２へ曲げてその露出した末端表面１３をカソード
２０の末端表面１３に対向させることからなるものであ
る。
圧を測定する電気化学センサーを提供するものである。 【構成】 本発明電気化学センサーは、酸素ガス透過性
膜１９により画成された小室２３中に含まれる電解質１
７に浸漬されたカソード２０およびアノード２１を含む
ものであり、アノード２１を形成する導体１２を“Ｕ”
形状２２へ曲げてその露出した末端表面１３をカソード
２０の末端表面１３に対向させることからなるものであ
る。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は電気化学センサーに関す
る。具体的にはその中の導体の急な損傷を防止する電気
化学センサーに関する。本発明はまた電気化学センサー
および電流感知測定装置を含む電気回路および電気化学
センサーの製法に関する。
る。具体的にはその中の導体の急な損傷を防止する電気
化学センサーに関する。本発明はまた電気化学センサー
および電流感知測定装置を含む電気回路および電気化学
センサーの製法に関する。
【０００２】
【従来の技術】米国特許第３，９０５，８８８号には、
特にｉｎ ｖｉｖｏの生物学的基質の酸素分圧を測定す
るための電気化学センサーが記載されている。センサー
は電解質および酸素に対し透過性の壁を含む小室に配置
された２本の電極を有する。電極は小室の長軸に平行な
異なった長さの一対のワイヤーを含む。長い方のワイヤ
ーは短かい方のワイヤーが伸びている領域に絶縁層を有
し、電極の活性表面はワイヤー端部の非絶縁表面により
形成されている。一般に、より長い方の活性表面を有す
る電極がアノードであり、ワイヤーは銀製であるのが好
ましい。より短かい活性表面を有する電極がカソードで
あり、ワイヤーはプラチナか、またはこれに代わって銀
製であるのが好ましい。
特にｉｎ ｖｉｖｏの生物学的基質の酸素分圧を測定す
るための電気化学センサーが記載されている。センサー
は電解質および酸素に対し透過性の壁を含む小室に配置
された２本の電極を有する。電極は小室の長軸に平行な
異なった長さの一対のワイヤーを含む。長い方のワイヤ
ーは短かい方のワイヤーが伸びている領域に絶縁層を有
し、電極の活性表面はワイヤー端部の非絶縁表面により
形成されている。一般に、より長い方の活性表面を有す
る電極がアノードであり、ワイヤーは銀製であるのが好
ましい。より短かい活性表面を有する電極がカソードで
あり、ワイヤーはプラチナか、またはこれに代わって銀
製であるのが好ましい。
【０００３】カソードの絶縁体に穴がある場合、樹枝状
結晶（ｄｅｎｄｒｉｔｅｓ）が穴を通ってアノードへ成
長しセンサーをショートさせる。この問題を避けるため
に、絶縁部品の隣りの絶縁部分にわたる長さを最小にす
る。この幾何学的配置では、消費される金属が絶縁体の
末端部に近いアノードの基部に存する傾向があり、これ
はアノードとカソードの間の電流の流れにとって最も短
かい経路に対する位置であるので、損傷を受け易い。し
ばらくして、その箇所の銀が消費されてしまった場合ア
ノードのチップはその絶縁基部から分離してしまうこと
になる。
結晶（ｄｅｎｄｒｉｔｅｓ）が穴を通ってアノードへ成
長しセンサーをショートさせる。この問題を避けるため
に、絶縁部品の隣りの絶縁部分にわたる長さを最小にす
る。この幾何学的配置では、消費される金属が絶縁体の
末端部に近いアノードの基部に存する傾向があり、これ
はアノードとカソードの間の電流の流れにとって最も短
かい経路に対する位置であるので、損傷を受け易い。し
ばらくして、その箇所の銀が消費されてしまった場合ア
ノードのチップはその絶縁基部から分離してしまうこと
になる。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】本発明の新規センサー
により電気化学センサーにおける導体に対しより長寿命
でより信頼性の高い構造が見出された。
により電気化学センサーにおける導体に対しより長寿命
でより信頼性の高い構造が見出された。
【０００５】
【課題を解決するための手段】本発明によれば、酸素ガ
ス透過性膜により画成された密閉室に含まれる電解質中
に浸漬されたカソードおよびアノードからなる血流中の
酸素分圧を測定するための電気化学センサーであって、
カソードおよびアノードの各々が、それぞれ露出した非
絶縁末端表面および基端部を有する複数の細長の絶縁導
体の露出した非絶縁末端部を含み；該細長の絶縁導体
は、絶縁部を有する各導体を平行に位置させる支持体と
結合しそしてアノードを形成する細長の導体（１つまた
はそれ以上）を“Ｕ”形状に折り曲げてその露出した末
端表面をカソードの末端表面と対向させ；カソードおよ
びアノードの対向する末端表面間の隙間を電解質で満た
して該隙間を横切って電流エネルギーが流れるように
し；そして、末端表面間の電流流れの変化をモニターす
るために、各導体の基端部を電源を備えた回路中の電流
感知測定装置に接続するよう適合させることを特徴とす
るものである。
ス透過性膜により画成された密閉室に含まれる電解質中
に浸漬されたカソードおよびアノードからなる血流中の
酸素分圧を測定するための電気化学センサーであって、
カソードおよびアノードの各々が、それぞれ露出した非
絶縁末端表面および基端部を有する複数の細長の絶縁導
体の露出した非絶縁末端部を含み；該細長の絶縁導体
は、絶縁部を有する各導体を平行に位置させる支持体と
結合しそしてアノードを形成する細長の導体（１つまた
はそれ以上）を“Ｕ”形状に折り曲げてその露出した末
端表面をカソードの末端表面と対向させ；カソードおよ
びアノードの対向する末端表面間の隙間を電解質で満た
して該隙間を横切って電流エネルギーが流れるように
し；そして、末端表面間の電流流れの変化をモニターす
るために、各導体の基端部を電源を備えた回路中の電流
感知測定装置に接続するよう適合させることを特徴とす
るものである。
【０００６】本発明によるセンサーの好ましい実施態様
によれば、カソードおよびアノードの各々は一本の導体
である。対向する末端表面は相互に平行であるのが好ま
しいが、しかしながらこれは必須のものではない。
によれば、カソードおよびアノードの各々は一本の導体
である。対向する末端表面は相互に平行であるのが好ま
しいが、しかしながらこれは必須のものではない。
【０００７】カソードは銀から作られ、アノードは銀ま
たは塩化銀から作られるのが好ましい。
たは塩化銀から作られるのが好ましい。
【０００８】細長の絶縁導体の対向する末端表面間の隙
間は対向する末端表面間をほぼ等距離に規定する。隙間
を満たす電解質、好ましくは緩衝化塩化カリウム溶液
は、電流が隙間を横切りそして末端表面間を流れること
ができるようにする。
間は対向する末端表面間をほぼ等距離に規定する。隙間
を満たす電解質、好ましくは緩衝化塩化カリウム溶液
は、電流が隙間を横切りそして末端表面間を流れること
ができるようにする。
【０００９】本発明はまた、患者の血流における酸素分
圧をｉｎ ｖｉｖｏでモニターするための電気回路であ
って、各々の導体の基端部を介して電源を備えた回路中
の電流感知測定装置へ連結された上述の電気化学センサ
ーを組合わせて含むことを特徴とするものを提供するも
のであり、これにより導体の末端表面間の電流の流れに
おける変化を測定することができるようになる。
圧をｉｎ ｖｉｖｏでモニターするための電気回路であ
って、各々の導体の基端部を介して電源を備えた回路中
の電流感知測定装置へ連結された上述の電気化学センサ
ーを組合わせて含むことを特徴とするものを提供するも
のであり、これにより導体の末端表面間の電流の流れに
おける変化を測定することができるようになる。
【００１０】電気回路は二本の導体を複数で有するのが
最も好ましい。対向する末端表面は相互に実質的に平行
であることが好ましいがこれは必須ではない。電気化学
セルは導体、隙間における電解質および電源を有する回
路中の電流感知測定装置から得られることが好ましい。
電気化学セルは、１つの導体すなわちアノードと他の導
体すなわちカソードの間に電流の流れを生じる酸素感知
装置である。電流は基端部で測定可能である。
最も好ましい。対向する末端表面は相互に実質的に平行
であることが好ましいがこれは必須ではない。電気化学
セルは導体、隙間における電解質および電源を有する回
路中の電流感知測定装置から得られることが好ましい。
電気化学セルは、１つの導体すなわちアノードと他の導
体すなわちカソードの間に電流の流れを生じる酸素感知
装置である。電流は基端部で測定可能である。
【００１１】電解質はそこを通って酸素を拡散させるこ
とができるガス透過性膜内に含まれ、カソードは絶縁さ
れた金属、好ましくは銀線であり、アノードは絶縁され
た銀および／または塩化銀のワイヤーである。各ワイヤ
ーはその各々の末端表面付近で絶縁体が剥がされてい
る。膜は、ヒトまたは動物の脈管構造へ挿入することの
できる径および長さのカテーテル内に適合するように作
られるのが好ましい。好ましくは、剥がされたカソード
は剥がされたアノードの長さより短かい。細長のアノー
ドは細長のカソードと平行に支持されるのが好ましく、
そしてアノードは剥がされた部分と絶縁部分の境目付近
で曲げられる。ここでアノードは“Ｕ”形状に曲げられ
その末端表面がカソードの末端表面と対向するようにす
る。
とができるガス透過性膜内に含まれ、カソードは絶縁さ
れた金属、好ましくは銀線であり、アノードは絶縁され
た銀および／または塩化銀のワイヤーである。各ワイヤ
ーはその各々の末端表面付近で絶縁体が剥がされてい
る。膜は、ヒトまたは動物の脈管構造へ挿入することの
できる径および長さのカテーテル内に適合するように作
られるのが好ましい。好ましくは、剥がされたカソード
は剥がされたアノードの長さより短かい。細長のアノー
ドは細長のカソードと平行に支持されるのが好ましく、
そしてアノードは剥がされた部分と絶縁部分の境目付近
で曲げられる。ここでアノードは“Ｕ”形状に曲げられ
その末端表面がカソードの末端表面と対向するようにす
る。
【００１２】本発明はさらに、以下の工程を含むことを
特徴とする電解質に浸漬したカソードおよびアノードを
含む電気化学センサーの製法を提供するものである。
特徴とする電解質に浸漬したカソードおよびアノードを
含む電気化学センサーの製法を提供するものである。
【００１３】露出した非絶縁端部表面で終わる露出した
非絶縁末端部分および基端部を有する細長の絶縁導体を
“Ｕ”形状に曲げて露出した非絶縁末端部が“Ｕ”の１
つの腕を形成しそして露出した非絶縁端部表面が基端部
と同じ方向に向くようにし；露出した非絶縁端部表面で
終わる露出した非絶縁末端部分を有する細長の絶縁導体
を細長の絶縁導体に隣接して位置させ、これにより各導
体の露出した非絶縁端部表面を互いに対向させてその間
に隙間を有してカソードおよび対向するアノードを形成
し；ガス透過性膜で画成された中空管内にその長軸に平
行に配置されたカソードおよび対向するアノードを置
き；管の基端部内で導体の絶縁部分をシールし；電解質
で管を充てんしてカソードおよびアノード間の隙間およ
びカソードおよびアノード周囲の容積を電解質で満た
し；そして管の末端をシールしてカソード、アノードお
よび電解質を含む密閉室を形成する。
非絶縁末端部分および基端部を有する細長の絶縁導体を
“Ｕ”形状に曲げて露出した非絶縁末端部が“Ｕ”の１
つの腕を形成しそして露出した非絶縁端部表面が基端部
と同じ方向に向くようにし；露出した非絶縁端部表面で
終わる露出した非絶縁末端部分を有する細長の絶縁導体
を細長の絶縁導体に隣接して位置させ、これにより各導
体の露出した非絶縁端部表面を互いに対向させてその間
に隙間を有してカソードおよび対向するアノードを形成
し；ガス透過性膜で画成された中空管内にその長軸に平
行に配置されたカソードおよび対向するアノードを置
き；管の基端部内で導体の絶縁部分をシールし；電解質
で管を充てんしてカソードおよびアノード間の隙間およ
びカソードおよびアノード周囲の容積を電解質で満た
し；そして管の末端をシールしてカソード、アノードお
よび電解質を含む密閉室を形成する。
【００１４】本発明を、図面に示されているように好ま
しい実施態様を参考にしてさらに詳しく記載する：図に
おいて、第１図は電気回路の配置および模式図であり；
第２図は第１図に示される従来技術の酸素センサーを第
１図の２−２線に沿って横断面に切った場合に見られる
であろう（部分）横断拡大側面図であり、第２図のセン
サーは米国特許第３，９０５，８８８号に記載されてい
るものであり；第３図は、第１図のような酸素センサー
を３−３線に沿って横断面に切った場合に見られるであ
ろう（部分）横断拡大側面図であり、第３図におけるセ
ンサーは第２図の配置の困難性を解決するための改善品
であり；第４図は第１図のような酸素センサーの、しか
しながら第１図中４−４線に沿って横断面に切った場合
に見られるであろう（部分）横断拡大側面図である。第
４図のセンサーは本発明の好ましい実施態様にしたがっ
て、カソードおよびアノードの改善された配置を含む。
しい実施態様を参考にしてさらに詳しく記載する：図に
おいて、第１図は電気回路の配置および模式図であり；
第２図は第１図に示される従来技術の酸素センサーを第
１図の２−２線に沿って横断面に切った場合に見られる
であろう（部分）横断拡大側面図であり、第２図のセン
サーは米国特許第３，９０５，８８８号に記載されてい
るものであり；第３図は、第１図のような酸素センサー
を３−３線に沿って横断面に切った場合に見られるであ
ろう（部分）横断拡大側面図であり、第３図におけるセ
ンサーは第２図の配置の困難性を解決するための改善品
であり；第４図は第１図のような酸素センサーの、しか
しながら第１図中４−４線に沿って横断面に切った場合
に見られるであろう（部分）横断拡大側面図である。第
４図のセンサーは本発明の好ましい実施態様にしたがっ
て、カソードおよびアノードの改善された配置を含む。
【００１５】第１図は、電源を備えた回路中で電流測定
装置１８と接続した基端部１４を有する２本の細長の絶
縁導体（第２図〜第４図参照）を含みガス透過性膜１９
で画成された密閉室を含む電気回路１０を模式的に示
す。
装置１８と接続した基端部１４を有する２本の細長の絶
縁導体（第２図〜第４図参照）を含みガス透過性膜１９
で画成された密閉室を含む電気回路１０を模式的に示
す。
【００１６】好ましい実施態様における電気回路１０の
密閉室はヒトまたは動物の脈管構造に配置するためのも
ので、そして血管たとえば動脈中に挿入されるのに適す
るカテーテル内に収容するのに十分小さい径の電気化学
センサーを含む。
密閉室はヒトまたは動物の脈管構造に配置するためのも
ので、そして血管たとえば動脈中に挿入されるのに適す
るカテーテル内に収容するのに十分小さい径の電気化学
センサーを含む。
【００１７】第２図、第３図および第４図に示すよう
に、電気化学センサーは露出した非絶縁末端表面１３お
よび基端部１４を各々有する複数の細長の絶縁導体１１
および１２を含む（第１図）。第４図の好ましい実施態
様において、導体１１および１２はカソードに対しては
銀製の細いワイヤーであり、アノードに対しては銀また
は塩化銀製の細いワイヤーであり、ポリエステルで絶縁
されている。好ましい実施態様は血流中に入っている酸
素の分圧を測定することを意図する。
に、電気化学センサーは露出した非絶縁末端表面１３お
よび基端部１４を各々有する複数の細長の絶縁導体１１
および１２を含む（第１図）。第４図の好ましい実施態
様において、導体１１および１２はカソードに対しては
銀製の細いワイヤーであり、アノードに対しては銀また
は塩化銀製の細いワイヤーであり、ポリエステルで絶縁
されている。好ましい実施態様は血流中に入っている酸
素の分圧を測定することを意図する。
【００１８】各導体１１または１２の末端表面１３は、
その細長の絶縁導体ワイヤーに対し実質的に垂直である
のが好ましい。支持体１５は、複数の細長の絶縁導体１
１または１２と協力して、各導体１１または１２をその
非絶縁末端表面１３と共に、１つ以上の他の細長の絶縁
導体１１または１２の末端表面１３に対して概ね向き合
うように位置させる。
その細長の絶縁導体ワイヤーに対し実質的に垂直である
のが好ましい。支持体１５は、複数の細長の絶縁導体１
１または１２と協力して、各導体１１または１２をその
非絶縁末端表面１３と共に、１つ以上の他の細長の絶縁
導体１１または１２の末端表面１３に対して概ね向き合
うように位置させる。
【００１９】細長の絶縁導体ワイヤーの対向する末端表
面１３間の隙間１６は、対向する末端表面間をほぼ等距
離に規定する。電解質１７は隙間１６内に配置し、これ
により電気化学がｉｎ ｖｉｖｏで混入したガス、すな
わち酸素の量の関数として隙間１６および末端表面１３
間に電流が流れるようにしてある。電解質１７は緩衝化
塩化ナトリウム溶液が好ましい。第１図に示すような電
源を備えた回路中の電流感知測定装置１８、たとえば電
流計およびバッテリーは、細長の絶縁導体１１および１
２の基端部１４に接続する。具体的にはアノードの基端
部は公知の方法でバッテリーの陽極端子と接続する。こ
のようにして電流計は末端表面１３間の電解質１７を通
る電流の変化をモニターする。
面１３間の隙間１６は、対向する末端表面間をほぼ等距
離に規定する。電解質１７は隙間１６内に配置し、これ
により電気化学がｉｎ ｖｉｖｏで混入したガス、すな
わち酸素の量の関数として隙間１６および末端表面１３
間に電流が流れるようにしてある。電解質１７は緩衝化
塩化ナトリウム溶液が好ましい。第１図に示すような電
源を備えた回路中の電流感知測定装置１８、たとえば電
流計およびバッテリーは、細長の絶縁導体１１および１
２の基端部１４に接続する。具体的にはアノードの基端
部は公知の方法でバッテリーの陽極端子と接続する。こ
のようにして電流計は末端表面１３間の電解質１７を通
る電流の変化をモニターする。
【００２０】電気回路１０の好ましい実施態様は、２本
の導体１１および１２を複数で有する。ただし、第２
図、第３図および第４図では二本の導体１１および１２
のみしか示していない。対向する複数の末端表面１３は
相互にほぼ平行である。複数の端部が平行に対向するこ
とは必ずしも必須ではないが、これら端部は相互に隣接
して、その間の電気化学セルが末端部から基端部へのみ
その非絶縁ワイヤーを消費しなければならない。従来の
ガスセンサーにおいては、このようなものはなかった。
の導体１１および１２を複数で有する。ただし、第２
図、第３図および第４図では二本の導体１１および１２
のみしか示していない。対向する複数の末端表面１３は
相互にほぼ平行である。複数の端部が平行に対向するこ
とは必ずしも必須ではないが、これら端部は相互に隣接
して、その間の電気化学セルが末端部から基端部へのみ
その非絶縁ワイヤーを消費しなければならない。従来の
ガスセンサーにおいては、このようなものはなかった。
【００２１】ｉｎ ｖｉｖｏのガスを測定する間に血液
流れからセルを分離するために、電解質１７は酸素の拡
散を可能にする酸素ガス透過性膜１９により画成された
小室２３内に含まれる。第４図の好ましい実施態様にお
いて、導体１１は絶縁された銀ワイヤーであり、カソー
ド２０はその露出した末端部である。導体１２は絶縁さ
れた銀または塩化銀ワイヤーであり、アノード２１はそ
の露出した末端部である。カソードおよびアノードの各
々は露出した末端表面１３で終わる。ガス透過性膜１９
は、ヒトまたは動物の脈管構造へ挿入することのできる
径および長さのカテーテル（図示せず）内に適合するよ
う作られる。
流れからセルを分離するために、電解質１７は酸素の拡
散を可能にする酸素ガス透過性膜１９により画成された
小室２３内に含まれる。第４図の好ましい実施態様にお
いて、導体１１は絶縁された銀ワイヤーであり、カソー
ド２０はその露出した末端部である。導体１２は絶縁さ
れた銀または塩化銀ワイヤーであり、アノード２１はそ
の露出した末端部である。カソードおよびアノードの各
々は露出した末端表面１３で終わる。ガス透過性膜１９
は、ヒトまたは動物の脈管構造へ挿入することのできる
径および長さのカテーテル（図示せず）内に適合するよ
う作られる。
【００２２】電気化学セルは導体ワイヤー、隙間１６に
おける電解質１７および基端部１４の間のバッテリーの
ような電源を備えた回路における電流感知測定装置から
得られる。電気化学セルは１つの導体ワイヤー、すなわ
ちアノード２１および他の導体ワイヤー、すなわちカソ
ード２０間の電流流れを発生する酸素感知装置である。
電流は都合良くは脈管構造に存在する基端部１４で測定
可能である。
おける電解質１７および基端部１４の間のバッテリーの
ような電源を備えた回路における電流感知測定装置から
得られる。電気化学セルは１つの導体ワイヤー、すなわ
ちアノード２１および他の導体ワイヤー、すなわちカソ
ード２０間の電流流れを発生する酸素感知装置である。
電流は都合良くは脈管構造に存在する基端部１４で測定
可能である。
【００２３】好ましい酸素センサーは、カテーテル、た
とえばヒトまたは動物の脈管構造の入口へ挿入するのに
適する２０ゲージのカテーテルを介しての挿入に適する
全体的直径を有する保護シース（図示せず）中で実施さ
れるのが好ましい。第４図において、剥離されたカソー
ド２０は剥離されたアノード２１の長さより短い。第４
図に示すように細長のアノードは一般にカソード２０と
平行に支持されそしてアノードの剥離部分２１と絶縁部
の間の境目付近で“Ｕ”形状２２へ曲げられそしてその
末端表面１３がアノード２１の末端表面１３と対向する
ようにする。図では“Ｕ”形状の折り曲げ部２２を越え
てアノード２１に沿って絶縁体が伸びているが、アノー
ド２１の末端表面１３が第４図に示すようにカソード２
０の末端表面１３に近接している限りはこれは特に必須
ではない。
とえばヒトまたは動物の脈管構造の入口へ挿入するのに
適する２０ゲージのカテーテルを介しての挿入に適する
全体的直径を有する保護シース（図示せず）中で実施さ
れるのが好ましい。第４図において、剥離されたカソー
ド２０は剥離されたアノード２１の長さより短い。第４
図に示すように細長のアノードは一般にカソード２０と
平行に支持されそしてアノードの剥離部分２１と絶縁部
の間の境目付近で“Ｕ”形状２２へ曲げられそしてその
末端表面１３がアノード２１の末端表面１３と対向する
ようにする。図では“Ｕ”形状の折り曲げ部２２を越え
てアノード２１に沿って絶縁体が伸びているが、アノー
ド２１の末端表面１３が第４図に示すようにカソード２
０の末端表面１３に近接している限りはこれは特に必須
ではない。
【００２４】アノード２１およびカソード２０を有する
電気化学センサーを製造する方法は、アノード２１の絶
縁部および剥離部との間の境目付近で導体１２を“Ｕ”
形状２２へ曲げその非絶縁末端表面１３をその基端部１
４の方向へ向けるようにする第一の工程を含む。第二の
工程では、隙間１６を有しアノード２１の末端表面１３
に対向するカソード２０の非絶縁末端表面１３を有す
る。
電気化学センサーを製造する方法は、アノード２１の絶
縁部および剥離部との間の境目付近で導体１２を“Ｕ”
形状２２へ曲げその非絶縁末端表面１３をその基端部１
４の方向へ向けるようにする第一の工程を含む。第二の
工程では、隙間１６を有しアノード２１の末端表面１３
に対向するカソード２０の非絶縁末端表面１３を有す
る。
【００２５】導体１２の絶縁部に隣接してカソード２０
を位置させる。第４図は好ましい実施態様におけるアノ
ード２１およびカソード２０の配置および構成を示す。
次の工程は、ガス透過性膜管１９の軸Ａ（第１図参照）
に平行に、アノード２１およびカソード２０を有するガ
ス透過性膜１９により画成された中空管内に位置を定め
られたカソード２０およびアノード２１を配置すること
を含む。支持体１５で隙間１６に近い導体１１および導
体１２の絶縁された部分をシールすると、ガス透過性膜
管１９により画成される電気化学セル室２３が得られ
る。シールは当該技術分野で公知ないずれかの方法、ま
たは好ましくは間隔をおいた平行な関係で導体１１およ
び１２を囲みそして支持するためにガス透過性膜管１９
を溶融することにより実施される。小室２３を次いで電
解質１７で満たして対向する末端表面１３を囲む。ガス
透過性膜管１９の末端部をシールして電気化学セルの製
造を完了する。
を位置させる。第４図は好ましい実施態様におけるアノ
ード２１およびカソード２０の配置および構成を示す。
次の工程は、ガス透過性膜管１９の軸Ａ（第１図参照）
に平行に、アノード２１およびカソード２０を有するガ
ス透過性膜１９により画成された中空管内に位置を定め
られたカソード２０およびアノード２１を配置すること
を含む。支持体１５で隙間１６に近い導体１１および導
体１２の絶縁された部分をシールすると、ガス透過性膜
管１９により画成される電気化学セル室２３が得られ
る。シールは当該技術分野で公知ないずれかの方法、ま
たは好ましくは間隔をおいた平行な関係で導体１１およ
び１２を囲みそして支持するためにガス透過性膜管１９
を溶融することにより実施される。小室２３を次いで電
解質１７で満たして対向する末端表面１３を囲む。ガス
透過性膜管１９の末端部をシールして電気化学セルの製
造を完了する。
【図１】電気化学センサーの模式的配置図である。
【図２】従来の電気化学センサーの図１中２−２線に沿
った一部横断拡大側面図である。
った一部横断拡大側面図である。
【図３】従来の電気化学センサーの図１中３−３線に沿
った一部横断拡大側面図である。
った一部横断拡大側面図である。
【図４】本発明電気化学センサーの図１中４−１線に沿
った一部横断拡大側面図である。
った一部横断拡大側面図である。
１０… 電気回路 １１，１２…絶縁導体 １３…非絶縁末端表面 １４…基端部 １６…隙間 １９…ガス透過性膜 ２０…カソード ２１…アノード
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 スチュアート・ピー・ヘンドリー イギリス国，ピーエイチ13・５アールイ ー，バッキンガムシャー，ハイ・ウィッカ ム，ヒューエンデン・アベニュー，マナ ー・コート・ヤード ５
Claims (6)
- 【請求項１】 カソード２０およびアノード２１の各々
が、各々露出した非絶縁末端表面１３および基端部１４
を有する複数の細長の絶縁導体１１，１２の露出した非
絶縁末端部分を含み；該細長の絶縁導体は、各導体を絶
縁部分が平行になるように位置させる支持体１５と組合
わされ、そしてアノード２１を形成する細長の単数もし
くは複数の導体１２は“Ｕ”形状２２に曲げてその露出
した末端表面１３をカソード２０の末端表面１３と対向
するようにし；カソード２０とアノード２１の対向する
末端表面１３の間の隙間１６を電解質１７で満たして該
隙間を横切って電流エネルギーが流れるようにし；そし
て導体の各々の基端部１４を末端表面１３との間の電流
の流れの変化を測定するための電源を備えた回路におい
て電流感知測定装置１８に接続するように適合させるこ
とからなる、酸素ガス透過性膜１９により画成された室
２３に含まれる電解質１７に浸漬されたカソードおよび
アノードを含む、血流中の酸素の分圧を測定するための
電気化学的センサー。 - 【請求項２】 カソード２０およびアノード２１の各々
が一本の導体を含む請求項１記載のセンサー。 - 【請求項３】 カソード２０が銀から作られそしてアノ
ード２１が銀または塩化銀から作られている請求項１ま
たは２のセンサー。 - 【請求項４】 電解質が緩衝化塩化カリウム溶液である
請求項１〜３のいずれか１項のセンサー。 - 【請求項５】 請求項１〜４のいずれか１項の電気化学
センサーを、導体１１，１２の各々の基端部１４を介し
て、電源を備えた回路中の電流感知測定装置１８と接続
して組合わせて含み、これにより導体の末端部表面１
３，１３の間の電流の流れにおける変化をモニターする
ことからなる、患者の血流における酸素分圧をｉｎ ｖ
ｉｖｏでモニターする電気回路。 - 【請求項６】 露出した非絶縁末端表面１３で終わる露
出した非絶縁末端部分２１および基端部１４を有する細
長の絶縁導体１２を“Ｕ”形状２２に曲げて、露出した
非絶縁末端部２１が“Ｕ”形の一方の腕を形成しそして
露出した非絶縁末端表面１３が基端部１４と同じ方向で
対向するようにし；露出した非絶縁末端表面１３で終わ
る露出した非絶縁末端部２０を有する細長の絶縁導体１
１を細長の絶縁導体１２に隣接するように位置させ、こ
れにより各導体の露出した非絶縁末端表面を互いに向い
合わせてその間に隙間１６を有してカソード２０と対向
するアノード２１を形成し；ガス透過性膜１９で画成さ
れた中空管内にその長軸に平行に、上記位置関係のカソ
ード２０および対向するアノード２１を配置し；管の基
端部において導体１１，１２の絶縁部分をシールし；電
解質で管を充てんしてカソードおよびアノード間の隙間
１６ならびにカソードおよびアノードの周囲の容積を電
解質で満たし；管の末端をシールしてカソード、アノー
ドおよび電解質を含む密閉室２３を形成する、工程から
なる電解質１７に浸漬したカソード２０およびアノード
２１を含む電気化学センサーの製法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US07/887,615 US5262037A (en) | 1992-05-22 | 1992-05-22 | Electrochemical sensor |
| US887615 | 1992-05-22 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0647028A true JPH0647028A (ja) | 1994-02-22 |
| JP2761450B2 JP2761450B2 (ja) | 1998-06-04 |
Family
ID=25391518
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5121491A Expired - Lifetime JP2761450B2 (ja) | 1992-05-22 | 1993-05-24 | 電気化学センサー |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (2) | US5262037A (ja) |
| EP (1) | EP0571112A3 (ja) |
| JP (1) | JP2761450B2 (ja) |
| AU (1) | AU646774B2 (ja) |
| CA (1) | CA2096697C (ja) |
| DE (1) | DE9307298U1 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2022530506A (ja) * | 2019-05-01 | 2022-06-29 | バード・アクセス・システムズ，インコーポレーテッド | 穿刺装置、穿刺装置を含む穿刺システム、およびそれらの方法 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| AU669350B2 (en) * | 1992-02-01 | 1996-06-06 | Victoria University Of Manchester, The | Electrode |
| US5354448A (en) * | 1992-05-22 | 1994-10-11 | Biomedical Sensors Ltd. | Electrochemical sensor |
| USD354559S (en) | 1992-11-13 | 1995-01-17 | Via Medical Corporation | Blood chemistry sensor assembly |
| USD354347S (en) | 1992-12-10 | 1995-01-10 | Via Medical Corporation | Blood chemistry sensor assembly |
| US5389217A (en) * | 1994-04-28 | 1995-02-14 | Biomedical Sensors Ltd. | Measurement of bladder oxygen |
| US5554273A (en) * | 1995-07-26 | 1996-09-10 | Praxair Technology, Inc. | Neural network compensation for sensors |
| US6001307A (en) | 1996-04-26 | 1999-12-14 | Kyoto Daiichi Kagaku Co., Ltd. | Device for analyzing a sample |
| US6991762B1 (en) | 1996-04-26 | 2006-01-31 | Arkray, Inc. | Device for analyzing a sample |
| DE19631501C2 (de) * | 1996-08-03 | 1998-09-10 | Bosch Gmbh Robert | Gasdurchlässige Anschlußleitung für einen Meßfühler |
| JP3498201B2 (ja) | 1997-08-27 | 2004-02-16 | アークレイ株式会社 | 引圧発生装置およびそれを用いた検体分析装置 |
| JP3896435B2 (ja) * | 1997-12-17 | 2007-03-22 | アークレイ株式会社 | センサおよびセンサ集合体 |
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| WO1999064097A1 (en) | 1998-06-09 | 1999-12-16 | Diametrics Medical Limited | Double walled catheter and method of manufacture |
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| DK2989975T3 (en) | 2007-02-06 | 2018-09-24 | Medtronic Minimed Inc | OPTICAL SYSTEMS AND PROCEDURES FOR RATIOMETRIC MEASUREMENT OF BLOOD GLUCOSE CONCENTRATION |
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| EP2150814A2 (en) * | 2007-05-10 | 2010-02-10 | Glumetrics, Inc. | Device and methods for calibrating analyte sensors |
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| CA2769448C (en) * | 2009-07-30 | 2017-10-24 | Nathan Paul Monty | Dental laser system using midrange gas pressure |
| JP2013506503A (ja) | 2009-09-30 | 2013-02-28 | グルメトリクス， インコーポレイテッド | 抗血栓性コーティングを備えたセンサー |
| US8467843B2 (en) | 2009-11-04 | 2013-06-18 | Glumetrics, Inc. | Optical sensor configuration for ratiometric correction of blood glucose measurement |
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| WO2013173334A2 (en) | 2012-05-14 | 2013-11-21 | Convergent Dental, Inc. | Apparatus and method for controlled fluid cooling during laser based dental treatments |
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| CH564771A5 (ja) * | 1973-05-10 | 1975-07-31 | Hoffmann La Roche | |
| US3930493A (en) * | 1974-01-23 | 1976-01-06 | Cordis Corporation | Intravascular liquid velocity sensing method using a polarographic electrode |
| US4812221A (en) * | 1987-07-15 | 1989-03-14 | Sri International | Fast response time microsensors for gaseous and vaporous species |
| WO1989001148A1 (fr) * | 1987-07-28 | 1989-02-09 | Daikin Industries, Ltd. | Detecteur de gaz combustible |
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1992
- 1992-05-22 US US07/887,615 patent/US5262037A/en not_active Expired - Fee Related
-
1993
- 1993-05-07 EP EP93303577A patent/EP0571112A3/en not_active Withdrawn
- 1993-05-13 DE DE9307298U patent/DE9307298U1/de not_active Expired - Lifetime
- 1993-05-20 CA CA002096697A patent/CA2096697C/en not_active Expired - Fee Related
- 1993-05-21 AU AU38732/93A patent/AU646774B2/en not_active Ceased
- 1993-05-24 JP JP5121491A patent/JP2761450B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1993-05-26 US US08/067,649 patent/US5310471A/en not_active Expired - Fee Related
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| US5310471A (en) | 1994-05-10 |
| AU3873293A (en) | 1993-12-23 |
| EP0571112A2 (en) | 1993-11-24 |
| CA2096697A1 (en) | 1993-11-23 |
| CA2096697C (en) | 1997-02-04 |
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