JPS6157770B2 - - Google Patents
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- JPS6157770B2 JPS6157770B2 JP55057594A JP5759480A JPS6157770B2 JP S6157770 B2 JPS6157770 B2 JP S6157770B2 JP 55057594 A JP55057594 A JP 55057594A JP 5759480 A JP5759480 A JP 5759480A JP S6157770 B2 JPS6157770 B2 JP S6157770B2
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Landscapes
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Description
本発明は組織内又は血液中の炭酸ガスの濃度
（又は分圧）を経皮的に測定する電極装置に関す
るものである。血液中の炭酸ガス濃度を知ること
は、生体の呼吸及び代謝機能の良否並びに血液中
のPH濃度の近似値を知るための臨床検査において
極めて重要である。従来、血液中の炭酸ガスの濃
度（又は分圧）を測定する方法としては、血液特
に動脈中の血液を抜き取つて直接測定する方法が
主として用いられているが、この方法では経時的
連続測定が不可能であることと患者に苦痛を与え
ることが問題であつた。特に、未熟児・新生児の
場合には採血による侵襲が大きいため実施に著し
い困難を伴なつた。 経皮的電極方式は、上記の直接方法とは異なり
血液から組織を通じて拡散された炭酸ガスを皮膚
面で捕捉し、患者に苦痛を与えることなく、経時
的に連続測定が出来るものである。 本発明は経皮的血中炭酸ガスセンサーの改良に
かゝわるもので、特にPH変化を検出するためのガ
ラス電極の構造に関するものである。 第１図ａ〜ｄは経皮的血中炭酸ガスセンサーの
基本的構造を示したもので、H+イオン感応性
（PH応答性）のガラス薄膜１を底部に熔着したガ
ラス容器２の内部に、Kcl又はNacl等の水溶液を
主体とした内部電解液３及び内部参照電極４等を
封入してなるガラス電極５、並びに銀／塩化銀等
の外部参照電極６が内蔵された上蓋部７、高分子
膜８をあらかじめ貼り付けた膜ホルダー９、発熱
体１０及び感熱体１１の埋め込まれた加熱部１２
の３つの独立した部分より構成され、膜ホルダー
部が上蓋部と加熱部との間に容易に装着出来る構
造となつている。 なお電極膜とガラス薄膜との間にはNaHCO3，
Nacl又はKcl等の混合水溶液よりなる電解液１
３、及び必要により紙、ナイロン布等のスペーサ
ー１４等が介在される。 しかしながら前記の基本構造によるセンサーは
PH応答性のガラス容器の内に、前記内部電解液を
封入した構造となつているため 患者の運動によりセンサーが横転あるいは倒
立した場合、PH応答性のガラス薄膜面の内部電
解液が移動して液切れを起こすためセンサーと
しての働きが失なわれる。 寒冷地で保管あるいは輸送する場合、内部電
解液が凍結してガラスが破れる等のトラブルを
生ずる。 経皮測定時にセンサーを加熱すると内部電解
液の一部がガラス容器内で温度分布により蒸発
して露結する時センサーの応答が異常となる。 内部電解液がリークして絶縁不良を来たし易
い。 ガラス薄膜部が破損し易い。 等の問題がある。 本発明は前記内部電解液封入型のガラス電極を
用いた場合に生ずる前記諸問題を一掃し、安定か
つ堅牢で作業性の良い経皮血中炭酸ガスセンサー
を提供するものである。 第２図ａ〜ｄは本発明によりなるセンサーの構
造を示したものでガラス電極の構造が従来品とは
全く異なる。 図中２１はH+イオン感応性のガラス薄膜、２
２は高絶縁性のガラス管で、ガラス管の端部で
H+イオン感応性のガラス薄膜が熔着或いは接着
剤により接着されることにより、ガラス容器が構
成されている。導電性膜２３はガラス薄膜２１の
全面及びガラス管２２の一部又は全面に形成され
たAg，Pt，Au，等の金属よりなる薄膜で、真空
蒸着法、イオンプレーテイング法無電解メツキ等
により形成される。２４はガラス電極のリード線
で、半田又は導電性接着剤等により金属薄膜面と
接続されている。 ２６はシリコーンゴム及びエポキシ樹脂等の硬
化型液状ゴム又は熱硬化性樹脂で、リード線取り
付け部の補強及びガラス薄膜を補強する目的でガ
ラス電極の内部に充填される。 ２７は銀／塩化銀等よりなる外部参照電極で、
本発明によるガラス電極の外周部に設けられる。
前記ガラス電極並びに外部電極は、絶縁性材料よ
りなる上蓋部２８に固着される。 第２図Ｃは炭酸ガス透過性でかつ疎水性フイル
ムよりなる高分子膜３４を端部に貼り付けた膜ホ
ルダー３５及び第２図ｄは加熱機構３６と温度検
出機構３７とを備えた皮膚加熱体で第１図ｄに示
した従来型のセンサーと同じものが使用される。 次に本発明の特長と効果について説明する。 内部電解液を使用せずにH+イオン濃度変化
（PH変化）の測定が出来るため イ 患者の姿勢によりセンサーが横転あるいは倒
立してもセンサーの機能を損うことがない。 ロ 寒冷地で内部電解液が凍結し、ガラス電極が
破損するというトラブルがない。 ハ センサーを加熱した場合、内部電解液の一部
が蒸発してガラス電極の空間部に露結すること
によつて生ずる電位の異常挙動がない。 ニ 内部電解液がガラス電極より洩れ出すことに
よる絶縁低下などトラブルが発生する恐れがな
い。 ホ ガラス電極の内側が、金属あるいはシリコー
ン、エポキシ樹脂などの固体が充填されている
ので、H+イオン感応性ガラス薄膜の機械強度
が増し、破損し難くなる。 次いで本発明の１具体例について説明する。 第２図中H+イオン感応性ガラス薄膜２１とし
てNa2O25重量％、CaO6重量％、SiO272重量％の
組成のものを用い、高絶縁性鉛ガラス管２２に溶
着した。 このガラス容器はあらかじめ200℃で２時間乾
燥した後、その内面底部にイオンスパツターリン
グにより銀を600Åスパツターした後、真空蒸着
により、更に銀を50μｍその上に蒸着した。この
蒸着による導電性膜２３からリード線２４をとる
に我々は銀含有のエポキシ接着剤２５によつて、
接続した。第２図ａ，ｂの２６の部分には常温硬
化型のシリコーンゴム（信越化学製KE67RTV）
を充填した。 第２図の他の部分、例えば銀／塩化銀の外部電
極２７などは、従来と全く同じ材料、方法により
組立てた。 本発明によるセンサーと従来法によるセンサー
の性能の比較を第１表に示す。 第１表の実験は電解液１３，３３として0.005
モルNaHCO3 0.02モルNaClを含みAgClを飽和さ
せた水溶液を用い、高分子膜１４，３４として、
ポリ四弗化エチレンの25μｍ厚のフイルムを用い
（又は分圧）を経皮的に測定する電極装置に関す
るものである。血液中の炭酸ガス濃度を知ること
は、生体の呼吸及び代謝機能の良否並びに血液中
のPH濃度の近似値を知るための臨床検査において
極めて重要である。従来、血液中の炭酸ガスの濃
度（又は分圧）を測定する方法としては、血液特
に動脈中の血液を抜き取つて直接測定する方法が
主として用いられているが、この方法では経時的
連続測定が不可能であることと患者に苦痛を与え
ることが問題であつた。特に、未熟児・新生児の
場合には採血による侵襲が大きいため実施に著し
い困難を伴なつた。 経皮的電極方式は、上記の直接方法とは異なり
血液から組織を通じて拡散された炭酸ガスを皮膚
面で捕捉し、患者に苦痛を与えることなく、経時
的に連続測定が出来るものである。 本発明は経皮的血中炭酸ガスセンサーの改良に
かゝわるもので、特にPH変化を検出するためのガ
ラス電極の構造に関するものである。 第１図ａ〜ｄは経皮的血中炭酸ガスセンサーの
基本的構造を示したもので、H+イオン感応性
（PH応答性）のガラス薄膜１を底部に熔着したガ
ラス容器２の内部に、Kcl又はNacl等の水溶液を
主体とした内部電解液３及び内部参照電極４等を
封入してなるガラス電極５、並びに銀／塩化銀等
の外部参照電極６が内蔵された上蓋部７、高分子
膜８をあらかじめ貼り付けた膜ホルダー９、発熱
体１０及び感熱体１１の埋め込まれた加熱部１２
の３つの独立した部分より構成され、膜ホルダー
部が上蓋部と加熱部との間に容易に装着出来る構
造となつている。 なお電極膜とガラス薄膜との間にはNaHCO3，
Nacl又はKcl等の混合水溶液よりなる電解液１
３、及び必要により紙、ナイロン布等のスペーサ
ー１４等が介在される。 しかしながら前記の基本構造によるセンサーは
PH応答性のガラス容器の内に、前記内部電解液を
封入した構造となつているため 患者の運動によりセンサーが横転あるいは倒
立した場合、PH応答性のガラス薄膜面の内部電
解液が移動して液切れを起こすためセンサーと
しての働きが失なわれる。 寒冷地で保管あるいは輸送する場合、内部電
解液が凍結してガラスが破れる等のトラブルを
生ずる。 経皮測定時にセンサーを加熱すると内部電解
液の一部がガラス容器内で温度分布により蒸発
して露結する時センサーの応答が異常となる。 内部電解液がリークして絶縁不良を来たし易
い。 ガラス薄膜部が破損し易い。 等の問題がある。 本発明は前記内部電解液封入型のガラス電極を
用いた場合に生ずる前記諸問題を一掃し、安定か
つ堅牢で作業性の良い経皮血中炭酸ガスセンサー
を提供するものである。 第２図ａ〜ｄは本発明によりなるセンサーの構
造を示したものでガラス電極の構造が従来品とは
全く異なる。 図中２１はH+イオン感応性のガラス薄膜、２
２は高絶縁性のガラス管で、ガラス管の端部で
H+イオン感応性のガラス薄膜が熔着或いは接着
剤により接着されることにより、ガラス容器が構
成されている。導電性膜２３はガラス薄膜２１の
全面及びガラス管２２の一部又は全面に形成され
たAg，Pt，Au，等の金属よりなる薄膜で、真空
蒸着法、イオンプレーテイング法無電解メツキ等
により形成される。２４はガラス電極のリード線
で、半田又は導電性接着剤等により金属薄膜面と
接続されている。 ２６はシリコーンゴム及びエポキシ樹脂等の硬
化型液状ゴム又は熱硬化性樹脂で、リード線取り
付け部の補強及びガラス薄膜を補強する目的でガ
ラス電極の内部に充填される。 ２７は銀／塩化銀等よりなる外部参照電極で、
本発明によるガラス電極の外周部に設けられる。
前記ガラス電極並びに外部電極は、絶縁性材料よ
りなる上蓋部２８に固着される。 第２図Ｃは炭酸ガス透過性でかつ疎水性フイル
ムよりなる高分子膜３４を端部に貼り付けた膜ホ
ルダー３５及び第２図ｄは加熱機構３６と温度検
出機構３７とを備えた皮膚加熱体で第１図ｄに示
した従来型のセンサーと同じものが使用される。 次に本発明の特長と効果について説明する。 内部電解液を使用せずにH+イオン濃度変化
（PH変化）の測定が出来るため イ 患者の姿勢によりセンサーが横転あるいは倒
立してもセンサーの機能を損うことがない。 ロ 寒冷地で内部電解液が凍結し、ガラス電極が
破損するというトラブルがない。 ハ センサーを加熱した場合、内部電解液の一部
が蒸発してガラス電極の空間部に露結すること
によつて生ずる電位の異常挙動がない。 ニ 内部電解液がガラス電極より洩れ出すことに
よる絶縁低下などトラブルが発生する恐れがな
い。 ホ ガラス電極の内側が、金属あるいはシリコー
ン、エポキシ樹脂などの固体が充填されている
ので、H+イオン感応性ガラス薄膜の機械強度
が増し、破損し難くなる。 次いで本発明の１具体例について説明する。 第２図中H+イオン感応性ガラス薄膜２１とし
てNa2O25重量％、CaO6重量％、SiO272重量％の
組成のものを用い、高絶縁性鉛ガラス管２２に溶
着した。 このガラス容器はあらかじめ200℃で２時間乾
燥した後、その内面底部にイオンスパツターリン
グにより銀を600Åスパツターした後、真空蒸着
により、更に銀を50μｍその上に蒸着した。この
蒸着による導電性膜２３からリード線２４をとる
に我々は銀含有のエポキシ接着剤２５によつて、
接続した。第２図ａ，ｂの２６の部分には常温硬
化型のシリコーンゴム（信越化学製KE67RTV）
を充填した。 第２図の他の部分、例えば銀／塩化銀の外部電
極２７などは、従来と全く同じ材料、方法により
組立てた。 本発明によるセンサーと従来法によるセンサー
の性能の比較を第１表に示す。 第１表の実験は電解液１３，３３として0.005
モルNaHCO3 0.02モルNaClを含みAgClを飽和さ
せた水溶液を用い、高分子膜１４，３４として、
ポリ四弗化エチレンの25μｍ厚のフイルムを用い
【表】
本発明によるセンサーは第１表に示す様に従来
法によるセンサーと有意差のない性能を有してい
るだけでなく、先に述べたイ〜ホの特長を有して
おり、経皮的血中炭酸ガス検出器として従来法よ
り優れていることは明白である。 上記具体例は蒸着膜による電位読み取り用導電
膜についての例であるが、銀鏡反応などを用いた
湿式無電界メツキにより電位読み取り用導電膜を
形成することも出来る。 又、導電性接着剤（例えばドータイトＤ−
723S）を塗布することにより電位読み取り用導
電膜を形成することも出来る。
法によるセンサーと有意差のない性能を有してい
るだけでなく、先に述べたイ〜ホの特長を有して
おり、経皮的血中炭酸ガス検出器として従来法よ
り優れていることは明白である。 上記具体例は蒸着膜による電位読み取り用導電
膜についての例であるが、銀鏡反応などを用いた
湿式無電界メツキにより電位読み取り用導電膜を
形成することも出来る。 又、導電性接着剤（例えばドータイトＤ−
723S）を塗布することにより電位読み取り用導
電膜を形成することも出来る。
第１図ａ，ｂ，ｃ，ｄは経皮的血中炭酸ガスセ
ンサーの従来型センサーの説明図であり、第２図
ａ，ｂ，ｃ，ｄは本発明によるセンサーの説明図
である。 １，２１……H+イオン感応性ガラス薄膜、３
……内部電解液、４……内部参照電極、２３……
導電性膜、２４……リード線、６，２７……外部
参照電極、１３，３３……電解液、１４，３４…
…高分子膜。
ンサーの従来型センサーの説明図であり、第２図
ａ，ｂ，ｃ，ｄは本発明によるセンサーの説明図
である。 １，２１……H+イオン感応性ガラス薄膜、３
……内部電解液、４……内部参照電極、２３……
導電性膜、２４……リード線、６，２７……外部
参照電極、１３，３３……電解液、１４，３４…
…高分子膜。
Claims (1)
- １ 炭酸ガス透過性の高分子膜を患者の皮膚上に
設置し当該高分子膜の皮膚と対向する側に電解質
溶液を保持し、皮膚より炭酸ガスが高分子膜を通
して、電解質溶液中に拡散平衡し、血中炭酸ガス
分圧の変化に応じて、電解質溶液のPHが変化し、
このPH変化をガラス電極及び外部参照電極の電位
差として検出する経皮的血中炭酸ガスセンサーに
おいて、H+イオン感応性ガラス薄膜を底部に有
するガラス容器の内部底面に導電性膜を形成して
なるガラス電極と外部参照電極の電位差として検
出することを特徴とする経皮的血中炭酸ガスセン
サー。
Priority Applications (6)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5759480A JPS56152629A (en) | 1980-04-29 | 1980-04-29 | Sensor for measuring carbon dioxide gas in blood through skin |
| DK189081A DK159838C (da) | 1980-04-29 | 1981-04-28 | Transkutan carbondioxidmaaleenhed |
| EP19810301887 EP0039243B1 (en) | 1980-04-29 | 1981-04-29 | Transcutaneous carbon dioxide measuring assembly |
| CA000376480A CA1153794A (en) | 1980-04-29 | 1981-04-29 | Transcutaneous carbon dioxide measuring sensor |
| DE8181301887T DE3172480D1 (en) | 1980-04-29 | 1981-04-29 | Transcutaneous carbon dioxide measuring assembly |
| AU69967/81A AU546505B2 (en) | 1980-04-29 | 1981-04-29 | Transcutaneous co2 measuring sensor |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5759480A JPS56152629A (en) | 1980-04-29 | 1980-04-29 | Sensor for measuring carbon dioxide gas in blood through skin |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS56152629A JPS56152629A (en) | 1981-11-26 |
| JPS6157770B2 true JPS6157770B2 (ja) | 1986-12-08 |
Family
ID=13060165
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5759480A Granted JPS56152629A (en) | 1980-04-29 | 1980-04-29 | Sensor for measuring carbon dioxide gas in blood through skin |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS56152629A (ja) |
-
1980
- 1980-04-29 JP JP5759480A patent/JPS56152629A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS56152629A (en) | 1981-11-26 |
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