JPH07507955A - 分析物および血流についての非侵襲性の生体内での決定のためのセンサ - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 分析物および血流についての非侵襲性の生体内での決定のためのセンサこの発明 は、第１の温度調節システムによって温度調節可能な、そして、熱伝導関係をも って人体へ適用するための外表面を有し、該外表面がセンサの測定面を形成する ようになったセンサ本体を含み、更に、上記センサ本体に配置され、第１温度調 節システムによって上記本体を通じて温度調節される分析物検出手段を含み、該 分析物検出手段はセンサ測定面に開口した測定面を有する、分析物および血流に ついての非侵襲性の生体内での決定のためのセンサに関する。

分析物および血流について同時に非侵襲性の生体内での決定を得ることは、さま ざまの場合において利点がある。

経皮的な値は、測定部位の直下に位置する組織における血流に依存して変化する ので、経皮的に（ｔｃ）測定された患者の血液の０２成分の値、ｐ＋＋０２が、 必ずしも動脈値を反映していないということは、この技術分野において良く知ら れている。

従って、動脈値がｔｃ値から決定される場合には、同様に測定部位の直下の血流 をも決定することが必要であるかもしれない。

血流が患者の組織に実際に供給される０２の量をコントロールしているので、そ して、ｐ　ｕ　Ｏ！が組織における０２摂取の指標であるので、上記各パラメー タを同時に決定することを通じて、患者の組織への０２供給が、血流力学的にコ ントロールされる、すなわち、血流の障害に依存するか、あるいは、呼吸的にコ ントロールされる、すなわち、肺における０２摂取の障害に依存するかを決定す ることが可能である。

血液ガスパラメータおよび血流のｔｃ測測定おいては、通常の体温以上の温度で 測定することが必要であり、従って、ｔｃセンサは、しばしば、センサおよび測 定部位をそのような高い温度に加熱するのに適合させられる。血流を測定するた めに要する温度上昇は、通常、血液ガスを測定するために要する温度上昇よりも 少し大きい。例えば、十分に確証された血流の測定を行うには約４４℃の測定温 度が必要であり、一方、血液ガスは約４２℃の温度で測定できる。しかしながら 、長時間に渡る測定部位の温度上昇は患者に損傷を与え得る。従って、一つの部 位での測定に適用できる時間は減少する。測定時間と測定温度との間の関係は、 測定温度が高いほど適用可能な測定時間が短くなるような関係である。従って、 血液ガスパラメータと血流を同時に測定するときは、上記各値を、それぞれの温 度で、測定部位をより高い温度に加熱することなく測定することが望ましい。

血流の指標値の決定と同時に０２を経皮的に測定するためのセンサは、パーカー デー（Ｐａｒｋｅｒ　Ｄ）その他の、熱的クリアランス局し：Ｘ血流センサ（Ｔ ｈｅｒｍａｌ　Ｃ１ｅａｒａｎｃｅ　Ｌｏｃａｌ　Ｂｌｏｏｄ　Ｆｌｏｗ　５ｅ ｎｓｏｒ）を一体的に組み込んだ経皮的なＰ０２電極、　アクタ　アナエスト　 スキヤント（Ａｃｔａ　、八ｎａｅｓｔｈ　Ｓ　ｃａｎｄ）　１９７８；　Ｓ　 ６８　：３３−３９に開示されている。そこで開示されているｐｗ　Ｏ２センサ は、センサ本体内に配置されたコンテナ形状の陽極を備えている。この陽極の内 部は、中心部に陰極を埋め込んだエポキシ（ｅｐｏｘｙ）樹脂の注型物で満たさ れている。センサおよび測定されるべき皮膚を加熱するための加熱素子が陽極を 取り囲んでいる。上記センサは、更に、サーミスタの形態の二つの温度センサを 備えており、これらサーミスタの一方は陽極に配置され、他方は陰極に隣合って 配置されている。患者についての測定に先立って、全センサは予め定められた測 定温度に加熱される。測定中、陽極は加熱素子によって上記温度に保たれるのに 対して、陰極は加熱されない。このセンサにおいては、加熱された陽極は、測定 中、周囲温度の変化による影響に対して陰極を保護する遮熱材となる。従って、 陰極温度の変化は、センサの直下の皮膚および組織への熱の放散のみによって生 じるものと想定される。センサ真下の組織における血流の指標となる値は、測定 中に、センサの二つのサーミスタ間の温度差、すなわち、加熱された陽極と加熱 されていない陰極との間の温度差を測定することによって得られる。

しかしながら、上記センサは、陰極の温度が皮膚および組織への熱の放散に伴っ て変化するので、測定中、陰極の温度が一定でない点において大きな欠点を有し ている。その上、センサ内のエポキシ層を経由して陽極から陰極にかけて熱勾配 が存在し、この熱勾配は、陰極の温度が変化するので一定ではない。上記温度勾 配の大きさは、未知であるが、約１度と推定されている。このように、ｐ０２を 測定するための温度条件は、十分にしっかりと定まったものではない。更にその 上、血流は、その決定が、組織内において実際に散逸されるパワーを測定するこ とによるのではなく、センサ内の二つの異なるポイント間の温度差を測定するこ とによって行なわれるので、間接的に決定されるだけである。血流を測定するた めのサーミスタを血液ガスの測定手段とまとめることは、測定中上記両部品がほ ぼ同じ温度（この温度は血流を測定するための温度でなければならない）になる 結果をもたらす。従って、このセンサによってｐ　ｕ　Ｏ２と血流とをそれぞれ の温度で測定することは不可能である。

１１）−０２＋　１）−ＣＯ！＋およびセンサ直下の組織の血流を同時に測定す るためのセンサが、国際特許出願　Ｗｏ　８３１０１５１０において開示されて いる。上記センサは、センサ前部に配置された熱伝導性の基体を備え、加熱素子 と温度センサとを含む温度調節システムによって温度制御される。カス測定手段 は、基体の中に配置され、基体と共に加熱される。基体は、熱伝導性ご有するジ ャケットに、覆われているが接触はしていない。上記ジャケットの温−は、同様 に加熱素子と温度センサとを備えた第２の温度調節システムによって、４皮調節 される第２の基体によって制御される。測定に先立って、二つの基体とジャケッ トとは同じ温度に加熱される。このように、ジャケットは、測定時にセンサ前部 に位置する基体を覆う保護用の遮熱材を形成し、基体とジャケットとの副の熱フ ラツクスはゼロである。測定中、ジャケットと基体とは同じ温度に保たれ、従っ て、基体からの熱は、センサ直下の組織内へ放散されるであろう。基体からセン サ真下の組織へ放散される熱量の指標となる値、従って、この箇所での血流の指 標は、測定中、基体を初期温度に維持するのに必要なパワーを測定することによ って得られる。

血流を測定するための上記システムは、測定手段と組織内の血流を測定するため に用いられる基体との集積のせいで、大きな熱容量を有している。従って、上記 システムは比較的ゆっくりと応答する。その上、センサ全体を測定箇所と同様に 血流を測定するのに適切な温度に維持することが必要であるので、一つの温度で ０２やＣｏ、成分を測定し他の温度で血流を測定することは不可能である。最後 に、熱遮蔽ジャケットを備えたデザインは、センサを過度に大きな直径を有する ものにしてしまう。

本発明の目的は、簡単な方法で上述の欠点を克服しながら、分析物と血流とを同 時に測定するためのセンサを提供することである。これは、更に、断熱関係をも ってセンサ本体内に配設される一方、センサ測定面の所定範囲の表面部分とは熱 伝導関係を有し、かつ、第２の温度調節システムによって温度調節可能な手段を 含み、そして、上記所定範囲の表面部分は、センサ測定面の外面内に位置してい ることを特徴とする、本発明に係るセンサによって得られる。

測定されるべき分析物は、例えば０２やＣＯ２である（序論において述べたセン サ参照）。また、カーゲナウエイチ（Ｋ　ａｇｅｎｏｖ　Ｈ）の米国特許ＵＳ第 ５．１１４゜８５９号に対する導入部分、そして、ウォルタビー（Ｗａｉｔｅｒ 　Ｂ、　）のドライ試薬化学の構造（Ｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ　ｏｆ　Ｄｒｙ 　Ｒｅａｇｅｎｔ　Ｃｈｅｍｉｓｔｒｉｅｓ）　；試薬の固定化およびコンバー トメンタリゼーション（Ｃｏｍｐａｒｔａｅｎｔａｌｉｚａｔｉｏｎ）技術の利 用。

酵素学における方法（Ｍｅｔｈｏｄｓ　ｉｎ　Ｅｎｚｙ＋ｉｏｌｏｇｙ）　１９ ８８　；　１３７／ＰｔＤ：４１１表■に記載されているようなその他の分析物 も、本発明に係るセンサによって決定され得る。上記刊行物の内容は、これら刊 行物を引用することにより本発明に組み入れられるものと考えられる。

分析物決定手段は、例えば、電気化学的センサ、光学センサ、あるいは、生体内 での非侵襲性の測定による分析物の決定に適した他のタイプのセンサを含んでも 良い。

本発明に係るセンサの好ましい実施態様においては、分析物検出手段は、血液ガ ス測定手段を含んでいる。

二つの温度調節システムが独立的に温度調節されるので、両者は、同じ温度ある いはそれぞれ個別の温度に温度調節され得る。従って、本発明に係るセンサによ り、分析物と血流とをそれぞれ個別の温度で、例えば、上述のように、血液ガス パラメータと血流とをそれぞれ４２度と４４度とで測定することにより、測定す ることが可能である。分析物測定手段および血流測定手段を個々に温度調節する ことは、両方の測定において十分に確証された温度条件が得られることを更に確 かなものにする。

センサ測定面の外面内に所定範囲の表面部分を設けることにより、該所定範囲の 表面部分を取り囲む測定面からの熱フラツクスは組織における熱遮蔽を与え、こ の熱遮蔽は所定範囲の表面部分からの熱フラツクスを取り囲む。それにより、所 定範囲の表面部分からの熱フラツクスは、この所定範囲の表面部分の直接真下に 位置する組織に、実質的に一方向に案内され、そして、そこにおいて吸収される 。

センサ測定面における所定範囲の表面部分は、正規のセンサ本体の一部分を含み 得る。あるいは、一つの分離した層を含み得る。前者の場合には、所定範囲の表 面部分を形成するセンサ本体の一部分は、第２の温度調節システムによって温度 調節可能な手段と熱伝導関係を有して配置されなければならず、従って、基本的 には、第１の温度調節システムによってではなく、上記手段によって加熱される 。所定範囲の表面部分がセンサ本体に適用される分離した層を含む場合には、セ ンサ本体に配置された温度調節可能な手段はセンサの測定面に開口したくぼみに 位置させられ、そして、上記表面が熱伝導性材料の層で覆われ、該層がセンサ測 定面の所定範囲の表面部分を形成することが好ましい。

温度調節システムは、例えば、加熱素子および温度センサなど各々幾つかの部品 で構成されても良く、あるいは、加熱素子と温度センサの両方を構成する単一の 部品で構成されても良い。本発明に係るセンサの好ましい実施例においては、自 己温度調節式のエレメントがセンサ本体に配置された温度調節可能な手段および 同様に第２の温度調節システムをも構成している。この実施例は、センサへの供 給ラインをより少なくすることがめられる場合に有利である。

一層好ましい実施例では、自己温度調節式のエレメントはサーミスタで構成され ている。更に一層好ましい実施例では、自己温度調節式のエレメントは抵抗線で 構成されている。該抵抗線は、例えばｐｔとＮｉのように、十分に確かめられた 温度特性を有する材料で作られるべきである。本発明に係る実施例のうち、より 後の二つの実施例は、自己温度調節式のエレメントが、その熱容量が小さく、従 って、エレメントが温度の小さい変動に対してでも素早い反応を与える点で有利 である。

本発明は、図面およびその後に続く例を参照しながら更に説明されよう。

図面において： 図１は、本発明に係るセンサの第１実施例の各部品の部分横断面図であり、図１ ａは、図１の拡大された尺度での断面図であり、図２は、図１に示されたセンサ の第２の部分横断面図であり、図３は、図１および図２に示されたセンサの上方 から見た部分横断面図であり、図４は、本発明に係るセンサの第２実施例の各部 品の部分横断面図であり、図４８は、図４の拡大された尺度での断面図であり、 図４ｂは、図４に示されたセンサに用いられた自己温度調節式の温度センサの模 式図であり、そして、 図５は、皮膚の表面に適用され、そして、センサから皮膚への熱伝達の表示を含 む図１−３に示すセンサの部分断面図である。

種々の図面において、同じ参照数字が同じ部品を示すために用いられている。

図１，１ａおよび２に示された本発明に係るセンサの実施例は、ｐｃｔ２及びｐ Ｏ！の経皮的な（ｔｃ）測定のための組み合わせセンサ１である。このセンサ１ は、基本的には、現存する公知のｔｃセンサ、例えば、デンマーク、コペンハー ゲンのラジオメータＡ／ＳのタイプＥ５２８０の組み合わせｔｃセンサと同様に 形作られている。センサ１は、例えばポリフェニレンオキシド（ＰＰＯ）など、 電気絶縁材料製のセンサハウジング２を含み、その中には銀製のセンサ本体３が 接着されている。

センサハウジング２は、同様に電気絶縁材料で作られた二つの付加的なハウジン グ部４ａ及び４ｂによって閉じられている。センサ１は、ケーブル６を介して、 電気回路の接続／非接続、加工データなど、生体内でのモニタリングに関係した 種々の機能を制御する図示しないモニタに接続されている。センサ１とケーブル ６の境界部分は、ハウジング２の管状の延長部５て補強されている。

ジーナー（Ｚ　ｅｎｅｒ）ダイオードの形式の加熱素子１４がセンサ本体３内に 埋め込まれており、該加熱素子１４は、センサ本体３および皮膚の測定部位を加 熱する。

エヌティシー（ＮＴＣ）レジスタの形式の温度センサ１５もまたセンサ本体３内 に埋め込まれている。加熱素子１４と温度センサ１５は共に、熱伝導性を有する 接着剤によってセンサ本体３内に接着され、そして、ケーブル６を介して制御モ ニタに接続されている。

ｐｃｏ、及び１）Ｃｈを測定するためのセンサ部７及び８は、それぞれセンサ本 体３内に配置され、上記センサ部７．８の測定面はセンサ本体３の外表面３ａに 開口している。外表面３ａは塩素化され、そして、センサ本体３は、ｐＣ○２測 定のための参照電極として、また、ｐ０２測定のための陽極として働く。センサ 本体３もまた、ケーブル６を介して上記モニタに接続されている。

ｐｃｏ、の測定は、ｐＨの測定に基づいた公知の方法で行なわれる。測定は、固 体素子９と導電性のＡｇワイヤ１０とを備えたｐｃｏ２センサ部７によって行な われ、この導電性のワイヤ１０は固体素子９をケーブル６と接続させている。固 体素子９は幾つかの層で構成されている。外側の層は、電子伝導性を有するガラ スの層上に配設されたｐＨ感受性を有するガラス層であり、電子伝導性を有する ガラスは更にまた中間のｐｔの導体上に配設されている。これらの層は、絶縁セ ラミックベースによって支持されている。導電性のガラス層は、ｐＨ感受性を有 するガラスからの測定信号を電気信号に変換し、そして、中間の導体を通じて、 上記信号を、センサ本体３内において絶縁性のプラスチックチューブ１１で取り 囲まれた導電性のワイヤ１０に送信する。

０□の測定も、センサ部８（陰極部を構成する）およびセンサ本体３を横切って 分極電圧を適用し、そして、その結果この回路に流れる電流を測定することによ り、同様に良く知られた方法で行なわれる。センサ部８は、センサ本体３内に再 び接着されたガラスエレメント１３内に鋳込まれたｐｔワイヤ１２を備えている 。

このｐｔワイヤはセンサハウジング２内においてケーブル６に接続されている。

センサ１は、更にＮＴＣレジスタ（ドイツ、ブケイムのゾールエレクトロニクス 社（Ｄａｌｅ　Ｅｌｅｃｔｏｎｉｃｓ　ＧｍｂＨ，Ｐｕｃｈｅｉｍ、Ｇｅｒｍａ ｎｙ））の形式のサーミスタ１６を備え、該サーミスタ１６は貫通したくぼみ１ ７内に配設されている。サーミスタ１６は、ケーブル６を介して更にまた制御モ ニタに接続されたケーブル２０及び２１に接続されている。サーミスタ１６は、 自己温度調節式のユニットであり、従って、温度センサとしてと同様に熱供給エ レメントとして作用する。上記くぼみ１７のセンサ測定面３ａに開口した部分は 、銀製の小さな円屋根１８で覆われており、サーミスタ１６は、熱伝導性を有す る接着剤１９である、タイプエポテック（Ｅｐｏｔｅｋ）Ｈ３１（米国、ビレリ カのエポキシテクノロジー社（Ｅｐ。

ｘｙ　Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ　Ｉｎｃ、、　Ｂ１１１ｅｒｉｃａ、　ＵＳＡ）） によって上記円屋根１８の内側に接着されている。このようにして、サーミスタ １６とセンサ測定面３ａの内屋根部分１８との間の良好な熱結合が確実なものと される。

センサハウジング２．センサ本体３並びにハウジング部分４ａ及び４ｂによって その境界が定められた上記くぼみ１７及び空間部２２は、エポキシ樹脂の注型物 で満たされている。このエポキシ樹脂は、サーミスタ１６とセンサ本体３との間 の伝熱勾配が小さくなるように、サーミスタ１６をセンサ本体３から隔離してい る。サーミスタ１６と円屋根１８との間の上述した良好な熱結合により、サーミ スタ１６内において熱として散逸される電力は、センサ本体３にではなく、円屋 根１８に供給されることが確実なものとされている。

１５ミクロンメートル（μｍ）のＰＰ膜２４がセンサ測定面３ａを横切って張設 されており、上記膜２４はＯ−リング２５によってセンサ本体３に固定されてい る。

センサ測定面３ａと膜２４との間には、重炭酸塩を含有した電解質の流体２６が 捕捉されている。

図３は、図１及び図２に見られるセンサ１の上方から示した部分横断面図である 。ハウジング部分４ａ及び４ｂは取り除かれ、そして、ケーブル６の上部は切り 欠かれ、ｐＣＯ□センサ部７．１）０２センサ部８．加熱素子１４．温度センサ １５及びサーミスタ１６のようなセンサ本体３内に配置された異なる部品を表示 している。

更に、上記各部品がどのようにケーブル６に接続されているかが示されている。

厳密な意味でのセンサ本体３もまた接触点２７でケーブル６に接続されている。

図３に示された切断線Ｉ−Ｉ及び■−■は、図１及び図２に示された横断面図に それぞれ相当している。

図４は、本発明に係るセンサ４０の第２実施例を示している。このセンサ４０は 、サーミスタ１６が他の自己温度調節式のエレメント４１に置き換えられている 点においてのみ上記のセンサ１と異なっている。このエレメント４１は、上述の サーミスタ１６の配置と類似したやり方でセンサ本体３内に配置されており、エ レメント４１はセンサ測定面４０ａの所定範囲の表面部分（円屋根１８）と良好 な熱関係にある。図４８及び４ｂにより詳細に示されたエレメント４１は電気絶 縁性のセラミック基体４２を有し、基体４２の片面にはＰｔ抵抗線４３がプリン トされている。ガラス製の被覆層４４がｐｔワイヤ４３上に適用されている。Ｐ ｔワイヤ４３の各端末は、ブッシング４５．４６を介して基体の他の面に導かれ 、そして、ケーブル２０及び２１にそれぞれ接続されてい乙。図４ｂでは、エレ メント４１は測定面４０ａからの図面として示されており、プリントされたｐｔ ワイヤ４３のデザインがはっきりと現れている。ｐｔワイヤ４３の呼称抵抗値に よって、ワイヤ４３のデザイン、厚さ及び幅は変更され得る。エレメント４１の ｐｔ抵抗線４３及びガラス層４４を担持する側は、サーミスタ１６に関連して上 に記載されたように、熱伝導性のある接着剤によって銀製の円屋根１８に接着さ れている。

ガラス層４４は、エレメント４１が配置されているくぼみを覆うように設計され ても良い。この場合には、ガラス層４４が測定面４０ａの所定範囲の表面部分を 構成するであろうから、銀製の円屋根１８は除去されても良い。

図５は、皮膚の表面２８に接触した状態で適用された図１−３に関連して記載さ れたセンサ１を示している。センサ１は、粘着性のメツシュ状補強体を備えた固 定用のプラスターの上に装着された適当な固定用リング２９により、皮膚２８に 固定されている。固定用のプラスター３０は、例えば人間の皮膚のような、必ず しも平面状ではない表面に固定用リング２９を固定するために適用される。セン サ１．固定用リング２９及び皮膚表面２８によってその境界が定められた空間部 ３１は、皮膚表面２８と測定面３ａを横切って張設された膜２４との間の良好な 接触を保証する接着液で満たされている。

センサ１が測定のために用いられる場合には、セーサ１は、サーミスタ１６によ るのと同様にＮＴＣレジスタ１５により血液ガスＣＬＣ測定のための予め設定さ れた測定温度が記録されるまで、加熱素子１４のみ１よって加熱される。このよ うにして、センサ本体３とサーミスタ１６とが同じｔ１期温度に加熱されること 、及び、従って、センサ本体３とサーミスタ１６との間の熱フラツクスがゼロで あることが保証される。センサ１は、加熱素子１４によって加熱されている間ず つと較正され、そして、それから、皮膚表面２８上の選ばれた測定部位に適用さ れる固定用リング２９に取り付けられる。約１０−１５分経過すれば、組織内に おけるＣＯ２及び０２測定のために必要とされる条件が得られ、測定を始めるこ とができる。

測定中、センサ本体３は、本体３と測定部位とを初期温度に保つために、加熱素 子１４と温度センサ１５によって温度調節される。自分自身で温度調節されるよ うになったサーミスタ１６は基本的にこの温度で同様に保たれるが、はんの数秒 、例えば１−４秒の短いパルスで、サーミスタ１６は、血流を測定するための適 切なより高い温度に加熱される。血流測定は、厳密な意味においては上記パルス 加熱中に行なわれる。このようにして、ｐｃｏ、及びｐＯ２センサ部７及び８の 十分に確証された温度が得られ、従って、上記パラメータを測定するための十分 に確証された条件が得られ、同時に、血流を測定するための適切な条件が得られ る。

サーミスタ１６のパルス状の短い加熱は、センサ１及びセンサ１の直下の測定部 位について何等検出できるほどの加熱をもたらすものではない。そのために、測 定期間は、血流測定のための温度によってではなく、血液ガスパラメータｐｃｏ ２及びｐｏｗを測定するための温度によってコントロールされる。従って、上述 のタイプＥ５２８０の組み合わせｔｃセンサが用いられた場合、通常どうり４時 間の測定期間が、センサ１を用いたときと同様に適用可能である。

サーミスタ１６とセンサ本体３とか近似的に同じ温度に加熱されたとき、センサ 本体３およびサーミスタ１６からの熱は、それぞれ、図５において複数のライン ３４及び３５によって描かれているように、皮膚表面を通して直下の組織に放射 するであろう。図に示すように、センサ本体３からの熱３４は、銀製の円屋根１ ８を取り囲む領域における皮膚と組織とを加熱するであろう。このようにして、 サーミスタ１６から熱３５を取り囲む皮膚における熱遮蔽を与える。測定中にサ ーミスタ１６に供給された電力は、このように、銀製の円屋根１８の真下の皮膚 および組織に対する熱として供給され（ライン３５参照）、そして、他の領域の 皮膚２８および組織３３あるいはセンサ１の残りの周囲部分に散逸することはな いであろう。

サーミスタ１６内において散逸した熱は組織を通過する血液によって吸収され導 出される。従って、サーミスタ１６に供給された電力・・、銀製の円屋根１８の 直下に位置する組織における血流の指標である。散逸さ、た電力の血流の測定値 への変換は、例えば、上述の国際特許出願Ｗ０８３１０１５１０、あるいはンガ ードーアンデルセンオ−（Ｓｉｇｇａａｒｄ−Ａｎｄｅｒｓｅｎ　Ｏ）その他の 、二重加熱された経皮的なｆ）Ｏｚ電極で測定された熱フラツクスから皮膚潅流 （ｓｋｉｎ　ｐｅｒｆｕｓｊｏｎ）を計算するためのモデル；スキャンドジエイ タリンラブインベスト（Ｓ　ｃａｎｄＪ　Ｃ１１ｎ　Ｌａｂ　Ｉｎｖｅｓｔ　） １９８８　；　４８／１８９　：　２Ｊ−２５に開示されている。上記刊行物の 内容は、その刊行物を引用することによって本出願に組み込まれると考えられる 。

上記に開示された実施例においては、血流を測定するためのシステムは、わずか な構成部品（サーミスタ１６９図１−３参照／温度調節素子４１．図４参照およ び銀製の円屋根１８）で構成されている。システムを示されたように形作ること により、上記システムについて非常に低い熱容量が得られる一方、同時に、測定 システムと皮膚との間に広い接触面（銀製の円屋根１８の面積）が得られる。従 って、測定について高い感度と速い応答性が得られる。

二つの分離したユニットを用いる代わりに、加熱と温度検出とが組み合わされた ユニット（サーミスタ１６／温度調節素子４１）とを用いることにより、センサ に対する供給ラインをより少なくすることがめられる場合には、さらなる利点が 得られる。

！ 補正書の翻訳文提出書 （特許法第１８４条の８） 平成７年１月２４♂

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 （１）第１の温度調節システム（１４，１５）によって温度調節可能な、そして 、熱伝導関係をもって人体（２８）へ適用するための外表面（３ａ，４０ａ）を 有し、該外表面（３ａ，４０ａ）がセンサ（１）の測定面を形成するようになっ たセンサ本体（３）を含み、更に、上記センサ本体（３）に配置され、第１温度 調節システム（１４，１５）によって上記本体（３）を通じて温度調節される分 析物検出手段（７，８）を含み、該分析物検出手段（７，８）はセンサ測定面に 開口した測定面（３ａ，４０ａ）を有する、分析物および血流についての非侵襲 性の生体内での決定のためのセンサ（１）であって、上記センサ（１）は、更に 、断熱関係をもってセンサ本体（３）内に配役される一方、センサ測定面（３ａ ，４０ａ）の所定範囲の表面部分とは熱伝導関係を有し、かつ、第２の温度調節 システムによって温度調節可能な手段（１６，４１）を含み、そして、上記所定 範囲の表面部分は、センサ測定面（３ａ，４０ａ）の外面内に位置していること を特徴とする分析物および血流についての非侵襲性の生体内での決定のためのセ ンサ。 （２）上記分析物検出手段は血液ガス測定手段（７，８）を含むことを特徴とす る請求項１記載のセンサ。 （３）上記センサ本体（３）内に配設された上記温度調節可能な手段（１６，４ １）は、センサ測定面（３ａ，４０ａ）に開口したくぼみ（１７）内に位置し、 上記測定面（３ａ，４０ａ）で熱伝導性材料の層（１８）で覆われており、該層 （１８）がセンサ測定面（３ａ，４０ａ）の所定範囲の表面部分を形成している ことを特徴とする請求項１または請求項２に記載のセンサ。 （４）自己温度調節式のエレメント（１６，４１）が、センサ本体（３）内に配 設された上記温度調節可能な手段と、同様に第２の温度調節システムをも構成す ることを特徴とする請求項１〜請求項３のいずれか一に記載のセンサ。 （５）上記自己温度調節式のエレメント（１６）はサーミスタを含むことを特徴 とする請求項４記載のセンサ。 （６）上記自己温度調節式のエレメント（４１）は抵抗線（４３）を含むことを 特徴とする請求項４記載のセンサ。