JPS6185926A - 経粘膜血中ガスセンサ - 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】 （技術分野） 本発明は粘膜を介して血中ガス濃度または分圧音測定す
る経粘膜血中ガスセンサに関する。

（従来技術とその欠点） 血液特に動脈血液中の酸素濃度を知ることは、新生児並
びに人工呼吸を必要とする重傷患者の呼吸管理な行なう
上で極めて重要である。従来、動脈血液中の酸素濃度（
または分圧、以下同じ）を測定する方法としては、動脈
中の血液を抜き取って直接測定する方法が主として用い
られてきたが、この方法では経時的に連続測定ン行なう
ことが不可能であること、また患者に苦痛を与えること
が問題であった。ＩＶｆＫ呼吸管理を袂する新生児にお
いては、低酸素による脳障害、その他の致命的な障害と
、高酸素による網膜破壊を防止するために動脈血酸素分
圧ン常時測定し、測定値をもとに必要な処理をとること
が要求されているが、従来の動脈血の採血による方法で
は著しく困難と患者への負担を伴う。

経皮酸素測定法は上記の直接法とは異なり、血液から皮
下組織を通じて拡散された酸素ヶ皮膚の表面で捕捉し患
者に苦痛を与えろことな（、経時的て連続測定が出来ろ
ものである。経皮酸素測定法て用いるセンサーの機構は
、特殊なりラーク型複合酸素電極に定温加熱機構を加え
たものでこれを被験者の皮ｒ１１表面にあてがうと皮下
の組織内の酸素が皮膚から拡散して、電極膜７通って貴
金属基極（で到達し、ここで還元されて水を生じる。こ
の電解電流から組織内の酸素分圧値が得られるのである
が、この際センサーに接する部分あるいはその附近の皮
膚乞適温に加熱するとセンサー附近の皮下組織が局部的
に動脈比するので、センサーで測定される酸素分圧は電
極構造や測定条件が適切であれば動脈血のものに実質的
に等しいものとなる。

次に、動脈血酸素温度の経皮的測定の原理を説明する。

センサーを皮膚に密着させ皮膚との接触面めセンサ一温
度を４３〜４４℃に加熱すると、この部分の皮膚が加熱
されて皮下組織が動脈１ヒする。

そのためｑ：＋Ｌｉ鷹内０峨素温洩は動脈血中に含ヂＪ
′シろものと実質的に等しいものとなり、この１職系が
皮ｊ４組Ｗ４広故して、膜を透過しさら：・こ可ｐ１イ
液中？拡散してμ！メジで到達′ｆろ。この際、陰１夕
と場１シの間ＶＣ−０，５〜０８　ボルトの電圧馨加え
ておくと、Ｊ極では酸素の還元が１．場ｉうで１１銀の
散１゛ヒ反厄、か行なわれろ。なお、この時の電解液Ｃ
て：ｉ塩１ヒカリウム（Ｋｃ　ｌ　）　　が主体の電解
液ケ用いる。

陰極（白金または金）の表面では ０□＋４Ｈ”＋４６−’４１−１２０　　（酸性の場合
）０２＋２８２０十４ｅ→４（］−１−（中性またはア
ルカリ性の場合）と０２量に応じた電子の消費ン生じ 陽極（銀）の部分では ４Ａｇ＋４Ｃじ一＋４ＡｇＣｌ＋４ｅ　　（あらゆるｐ
　Ｈにおいて）と電子の生成がある。

その結果、電模間に電解電流が流れろが、この電流は膜
暑透過し、電ｗ４液中を拡散してＭ極に到達した酸素分
子数、したがって膜衣面での酸素ガス温度に比例するの
でこの電流を測定することにより皮下組織したがって動
脈皿内の酸素ａ度を近似的に測定できろことになる。

第２図は最近開発されてこ几まで使用されてきた在来の
動脈血等血中の酸素濃度または酸素分圧の連続測定用セ
ンサー構造の一例？示しているが、図中１はセンサーの
電極支持部を有する蓋体、２は加熱用部材、３は酸素が
選択的に透過する半透性の電極膜８を下端面に張定した
膜保持部材、４は電解液Ｅｉ封止するためのシール部材
、５はニクロム線等の′Ｂ熟熱用コイル巻装するための
部材２に設げた環状凹所、６は蓋体１と部材２とを連結
ｊ７）ためのねじ孔、７は部材２の半径方向内側′ＩＣ
張り出した伝熱用平板、１０は白金または金等製の円筒
状陰極、１１は例えば銀製の円筒状陽極、１２は陰極１
０と陽極１１とを絶縁するだめのガラス等製の絶縁材、
１４は伝熱用平板に設けた対戊膚面用開孔、Ｅは電解液
である。

しかしながら、上記従来の経皮血中酸素分圧測定センサ
は、皮膚層？介して酸素分圧を測定するものであるため
皮膚層が酸素ガスの拡散に対し抵抗となり、１ｉｌｌｌ
定値が実際の動脈血中酸素ガス分圧値より低い値を示す
欠点がある。また、皮Ｉｌ１層の厚さや水分含有量等の
違いによって皮膚のｔｆＲＷガス透過性が異なるため被
検者ごと或いは同−被瑛者であっても測定部位ごとにａ
＋＋＋定植（・ζばらつご２生ずる欠点がある。これら
の傾向は、行（で衣皮の水分含有量が少なくかつ皮膚層
が）享く、ばらつきの多い成人において著しい。

（発明の溝底） 本発明は上記従来の欠点？除去すべくなされたものであ
って、このため本発明Ｂ／Ｃよる皿中ガスセンサは、は
ｙ半球状の先端部をｔ悄えたはＶ円注広の絶縁性電極支
持部材中に陰１メおよび陽１ｆ’、＜軸勝方向に離間さ
せかつこれら両極の外周面が電極支持部材の外周面上に
帯状に露出するごとく配点させ、該両襖の外周面ケ含む
電１夕支持部材まｉっり）で電解ｅ、層乞閉持するごと
く熱収縮チューブ、Ｌつなる電極膜ビ該電極支持部材ま
わつに破覆および活封固定してなり、粘膜を介して血中
ガス分圧乞測定するよう（・こしたことケ＃徴とする。

（発明の作用） 不発明によろセンサは、肛門、気管１食道等の生体粘膜
部に挿入および装着され、粘膜上で経粘トｖ的に血中ガ
ス分圧ケ測定することができろ。

（央　施　し１］） 以下、本発明の好適な実施例ケ添附図に沼って説明する
。

第１図は本発明てよろ経粘膜血中酸素ガスセンサの溝道
の一例を示すもので、基本的構成部品は第２図の経皮血
中ガスセンサとはｙ同様であるが、直接動脈比された毛
細血管と接触するため加熱部は含んでいない。該センサ
は長さ約５０朋、直径約７ｍｓ＋の円柱状の絶縁性電極
支持部材１５乞含み、該電極支持部材１５の先端部１５
ａは半球状となっている。電極支持部材１５の先端より
約１５朋の位置て翠さ約２０μ辺の円形状白金箔よりな
る陰う１７が絶縁性の電極支持部材１５によりはさま１
シ１こ状態で配置され、これ疋より白金陰極１７の外周
面が電極支持部材１５の外周面に帯状に露出している。

また、電極支持部材１５の先端より約１７闘の（Ｑ　ｉ
ｌｊ　’Ｉｃ厚さ約５ｍｍ、直径約７ｍｍの円柱状銀製
棒よりなる陽極１８が電極支持部材１５によりはさまれ
１こ状態で配置され、これ（でより銀９ｊＪ　＋４匣１
８の外周面が電極支持部材１５の夕）周面に帯状に露出
している。上記の白金陰画１７および銀製陽極１８；１
それぞれ電極支持部材１５内部でリード線２０と接続さ
れており、このリード線は電極支持部材後端よりセンサ
外部へ引き出されている。これら白金陰極１７と銀製陽
極１８の外周面を含む電極支持部材１５まわり（（′電
解液層１６馨保持すべく、袋状の電極膜１９が該電極支
持部材まわりに被せられ、その基部１９ａにて密封固定
されている。【Ｉ極膜１９はナイロン、ポリエチレン、
　ｐ　ｂ　Ｐ、ポリ塩山ビニル或いは７リコン等の有機
高分子材１１よりなる熱収縮チューブからつくられ、該
チューブの膜厚はセンサ応答速度および強度等の埋出か
も熱収縮後において２００μｍ以下であることが好まし
く、特に２０〜４０μｍ　が好ましい。

（発明の効果） かＮるセンサは、肛門、気管１食道等の生体粘膜部；ζ
半球状の先端部１５ａより挿入し、白金陰り部１７が電
解液１６および電極膜１９￥隔て〜主体粘膜に密着され
ろように装着する。該センサ：てよる酸素分圧測定の原
理は従来センサのそれと同じであるが、上記のように装
着されたセンサは一モ来のよって皮膚６介してガス分圧
乞測定するので）まな（粘膜上で測定するため、動脈比
された他層ｌ血管より拡散してくる酸素に対する抵抗は
ほとんどな（、毛細血管中の酸素分圧、ひいては動脈血
中の酸素分圧を正確に測定することができる。

また、粘膜上で測定するため、皮膚のｊ卑みや水分含量
等の違いに基づ（測定値のばらつき６生ずることもない
。しかも、経皮ガスセンサと同様に無浸襲的罠連続測定
可能である。

なお、上記の説明は特に酸素ガス分圧測定に関連して述
べたが、本発明は酸素ガス分圧測定に限定されず血中炭
酸ガス分圧、その他竜気［ヒ学的に灰量可能な生体ガス
分圧の測定に応用可能である。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明による経粘膜ガスセンサの一実施例ン一
部：所面にて示す側面図、第２図は従来の経皮血中酸素
ガスセンサの構造レリ馨示す１所面図である。 １５・・・・パ１ヒ極支持部材　１６・・・・電　解　
液１７・・・・・・賞金属陰極　　１８・・・・・・ａ
製ＩＬ４１傘１９・・・・電極膜

Claims (4)

【特許請求の範囲】
1. （１）ほゞ半球状の先端部を備えたほゞ円柱状の絶縁性
   電極支持部材中に陰極および陽極を軸線方向に離間させ
   かつこれら両極の外周面が電極支持部材の外周面上に帯
   状に露出するごとく配置させ、該両極の外周面を含む電
   極支持部材まわりに電解液層を保持するごとく熱収縮チ
   ューブよりなる電極膜を該電極支持部材まわりに被覆お
   よび密封固定してなる経粘膜血中ガスセンサ。
2. （２）前記熱収縮チューブがナイロン、ポリエチレン、
   ＦＥＰ、ポリ塩化ビニル或はシリコン等有機高分子材料
   よりなる特許請求の範囲第１項のセンサ。
3. （３）前記熱収縮チューブの膜厚が熱収縮後２００μｍ
   以下である特許請求の範囲第２項のセンサ。
4. （４）前記熱収縮チューブの膜厚が熱収縮後２０〜４０
   μｍである特許請求の範囲第３項のセンサ。