JP2008506942A - 生体内または生体外において生体組織の二酸化炭素分圧を測定するための電気化学センサ - Google Patents

Abstract

ｐＣＯ_２測定用の生理学的感知装置は、二酸化炭素が透過可能な膜（１２）によって少なくとも一部を画成された閉鎖室を備える。室内には、少なくとも二つの電極（１０）が備えられる。室には、電極（１０）及び膜（１２）に接触する液体であって電解質を実質的に含有しない液体が収容される。膜（１２）を介する浸透圧勾配によって生じる水の透過を使用の際に防止するために、この室は非−イオン性賦形剤を含有する。

Description

本発明は生理学的センサに関し、例えば、身体の組織または臓器の内部または表面上における生体内または生体外での二酸化炭素の分圧（ｐＣＯ_２）についての生理学的センサに関する。

虚血は、臓器への血液の供給が不足することに対する医療用語である。深刻な場合、影響を受けた臓器の死（梗塞）となることがある。虚血の早期かつ可逆的段階中に著しく増大するパラメータである組織のｐＣＯ_２を測定するために、センサを提供することができる。そのようなセンサは、実時間データにより虚血事象の開始を識別する能力を提供することが好ましい。

虚血は、西洋では最も一般的な死因である。したがって、例えば、心筋梗塞、脳梗塞、および１つまたは複数の臓器への低潅流を特徴とする他の条件は、死亡率の主要因子である。

虚血の反対である再潅流は、虚血が適時に検出される場合、頻繁に起こり得る。したがって、虚血を早期検出し、続いて適切な治療（例えば、血栓または塞栓を溶解させるように作用するストレプトキナーゼ、ウロキナーゼ、またはｔ−ＰＡなどの溶剤による）または外科的介入が行われることにより、影響を受けた臓器ならびに患者の生命を救うことができる。

心臓は、心電計（ＥＣＧ）を使用して虚血について連続的に監視することが可能であるが、他の臓器は、任意の症状が検出される前に、深刻な虚血となり、不可逆的な損傷を引き起こすことがある。実際、多くの臓器は、虚血になるとき、「静的」である。静的な心筋梗塞の現象は、現在十分に理解されている。さらに、肝臓および腎臓は、臓器の損傷が不可逆的になる前に警告的な症状を生じずに深刻な虚血となることがある。

臓器の表面における、または表面上におけるｐＣＯ_２とその臓器の虚血の存在との間には、明確な相関があることが知られている。任意の臓器または組織の虚血において生じる嫌気性代謝中など、組織の代謝性アシドーシス中、大量の二酸化炭素が形成される。ＣＯ_２は、実質的には細胞膜に自由に透過可能であり、虚血では、ＣＯ_２を運び去る血流が欠如している、または限定されているので、虚血組織ではＣＯ_２がたまり、虚血組織における、または虚血組織の上におけるｐＣＯ_２は増大する。一般的に、健康な身体では、血液（静脈血液）の最大ｐＣＯ_２は、７〜１０ｋＰａであり、健康な（好気性）組織の最大ｐＣＯ_２は、１〜６ｋＰａ程度高いが、最大値は、腎臓では８〜１２ｋＰａ、肝臓では７〜１１ｋＰａ、腸漿膜では８〜１２ｋＰａ、超粘膜では１２〜１９ｋＰａなど、臓器ごとに異なる可能性がある。酸素の供給が臨界酸素送達レベルより下がる場合、組織において測定されるｐＣＯ_２値は、３から１０倍に増大する可能性があり、ｐＣＯ_２のレベルが上昇することにより、嫌気性代謝、したがって適宜、虚血の明確な徴候を与える。

具体的には虚血を監視する技法の一部として、ｐＣＯ_２測定に特に適した簡単なセンサが、ＷＯ００／０４３８６において記載されている。
ＷＯ００／０４８３６

センサは、十分に防水された二酸化炭素透過膜によって、少なくとも部分的に画成された閉鎖室を備える。室には、少なくとも２つの電極と、膜と、脱イオン水などのほぼ電解質のない液体が収められている。液体は、膜および両方の電極と接しており、膜を通過する二酸化炭素は、液体の重炭酸イオンの濃度および液体の導電率を増大させる。

本発明は、ある環境下において膜に十分大きな浸透圧の勾配が存在する場合に、実質的な防水膜でさえ流体が膜を透過してしまうことを示すものである。例えば、センサが生体内にあれば、体内と室との間の浸透圧モル濃度の相異によって膜を介した十分大きな浸透圧が生じ、膜を介して水が透過する。これによって室内の重炭酸イオン濃度が影響を受けるので、このような水透過は望ましくない。

本発明は、この新たに生じた問題に対するものである。

本発明は、第１態様の観点において、ｐＣＯ_２測定用の生理学的感知装置であって、二酸化炭素が透過可能な膜によって少なくとも一部を画成された閉鎖室と、当該閉鎖室内の少なくとも二つの電極とを備え、前記閉鎖室が、前記電極及び膜に接触する液体であって電解質を実質的に含有しない液体を収容し、当該液体が非−イオン性賦形剤を含有する装置を提供する。

このように、本発明によれば、室内の液体は非−イオン性賦形剤を含有する。ここで、膜を介した液体の透過を防止すべく、液体の電気的特性に影響を与えることなく、室内の液体の浸透圧モル濃度が増加し得る。

賦形剤は、少なくとも等浸透圧となる濃度、すなわち、０．９％ｗ／ｖＮａＣｌの水溶液の浸透圧と同じとする必要がある。したがって、室内の賦形剤の浸透圧モル濃度は、０．９％ｗ／ｖＮａＣｌ水溶液のものより大きく、好ましくは１．８％ｗ／ｖＮａＣｌの水溶液より大きい（等浸透圧の２倍）。４．５％ｗ／ｖＮａＣｌの水溶液（等浸透圧の５倍）より大きな浸透圧モル濃度、又は９％ｗ／ｖＮａＣｌの水溶液（等浸透圧の１０倍）より大きな浸透圧モル濃度を用いてもよい。

室内での重炭酸塩反応にあずかる好適な賦形剤が用いられる。賦形剤はまた、液体に溶解性でなければならないが、例えば水が用いられる。賦形剤はまた、静脈用途として製薬上許容されるものであること、ならびに、室内を容易に満たすための低粘度を有することが望ましい。賦形剤は、殺菌と貯蔵における安定性を有することが好ましい。望ましくは、賦形剤は微生物の成長を抑制するものである。

好適な賦形剤はポリエチレングリコール（ＰＥＧ）であり、現在のところ好ましい賦形剤はプロピレングリコールである。

実質的に電解質が存在しないことによって、液体は、イオンの浸透圧モル濃度（ionic os-molality）が、５ｍＭ塩化ナトリウム水溶液の３７℃におけるイオンの浸透圧モル濃度より大きくない、好ましくは５００μＭ塩化ナトリウム溶液の該濃度より大きくない、より具体的には１０^−５から１０^−６ＭのＨＣｌ溶液の該濃度より大きくない、ことを意味する。

電極と接触している液体は、水溶性であることが好ましく、上述したように実質的に電解質を含有しない水であることが特に好ましい。例えばイオンの生成または中和によって、コンダクタンスを増大させ、または減少させるようにＣＯ_２と反応する他の溶媒も、同様に使用することが可能である。しかし、実際には、強酸（例えばＨＣｌ）が、０．１から１００μＭ、好ましくは０．５から５０μＭ、より具体的には約１μＭの濃度まで加えられた、または加えられていない脱イオン水または蒸留水が、特によく機能することが判明している。この少量の酸を追加する機能は、一般的には、水酸イオンによるコンダクタンスへの著しい寄与を回避し、かつｐＣＯ_２の測定の線形性を維持するために、液体のｐＨを６以下に維持することである。

ｐＣＯ_２センサの主要構成要素は、電極室、電極室の壁の少なくとも一部を形成するＣＯ_２透過膜、前記室内に表面を有する（または前記室に内表面を提供する）第１電極および第２電極、ならびに膜と第１電極および第２電極とに接触した電極室の液体（一般に実質的に電解質を含有しない水）である。センサは、ＡＣ電源、コンダクタンス（または抵抗）決定装置、信号生成装置（決定手段の一部とすることが可能である）、および随意選択で信号送信器を含む、またはそれらに接続可能である。

本発明のセンサ装置を使用してｐＣＯ_２が決定される機構は、簡単である。水などの純粋なプロトン性溶媒では、電気抵抗は、イオン種の不足のために高くなる。ＣＯ_２を追加することにより、（水と反応して）Ｈ^＋イオンおよびＨＣＯ_３ ⁻イオンが形成され、したがって、電気抵抗は減少する。センサの抵抗の減少の役割を担う唯一の因子が、膜を透過するＣＯ_２であるので、抵抗の変化によりｐＣＯ_２を測定することが可能である。

Ｈ_２Ｏ＋ＣＯ_２平衡からＨ^＋＋ＨＣＯ_３ ⁻平衡への平衡定数から、ＣＯ_２濃度は、αｐＣＯ_２に等しい（２５℃のαは０．３１０である）。プロトンの導電率は、Ｇ_Ｈ＋＝３４９．８Ｓｃｍ^２／ｍｏｌであり、水酸基の場合はＧ_ＯＨ−＝１９８．３Ｓｃｍ^２／ｍｏｌ、重炭酸塩の場合はＧ_{ＨＣＯ３−}＝４４．５Ｓｃｍ^２／ｍｏｌである。Ｈ^＋およびＯＨ⁻の濃度は反対に変化し、Ｈ^＋とＨＣＯ_３ ⁻の濃度はｐＣＯ_２に正比例する。したがって、ＯＨ⁻の寄与は最小であるので、溶液の全コンダクタンスは、ｐＣＯ_２に事実上比例する。以上より、溶液の導電率Ｇ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}は、以下によって与えられる。
Ｇ_{ｓｏｌｕｔｉｏｎ}＝θ_Ｈ＋［Ｈ^＋］Ｇ_Ｈ＋＋θ_ＯＨ−［ＯＨ⁻］Ｇ_ＯＨ−＋θ_{ＨＣＯ−３}［ＨＣＯ_３ ⁻］Ｇ_{ＨＣＯ３−}
上式で、θ_Ｈ−、θ_ＯＨ−、およびθ_{ＨＣＯ３−}は、３つのイオン種の活量係数である。

以下の表１は、例として、測定されたｐＣＯ_２値およびｐＨ値、ならびにＨ^＋、ＯＨ⁻、ＨＣＯ_３ ⁻の濃度の対応する計算値を示す。Ｈ^＋およびＨＣＯ_３ ⁻は、ｐＣＯ_２の増大と共に増大することを示す。

導電率は、本発明のセンサの溶媒フィルムにおいて測定される。これは、一定電圧（または電流）を電極に加え、ＣＯ_２が膜を通して溶媒に入る際の導電率の変化に対応する電流（または電圧）の変化を測定することによって実施することができる。しかし、一定のピーク値を有する交流正弦波関数電圧が加えられ、電極の両端の電圧降下が測定されることが好ましい。したがって、溶液の導電率は、電極を流れた電流を電極の両端の電圧降下によって除算したものに等しい。

ｐＣＯ_２センサは、交流電位を電極に加え、それにより液体に交流電流を生じさせることによって機能させることができる。液体は、二酸化炭素と反応して二酸化炭素のコンダクタンスを変化させるはずである。電位は、２０から１０，０００Ｈｚ、好ましくは１００から４，０００Ｈｚの周波数を有することができる。

本発明のｐＣＯ_２センサは、１００から１０，０００Ｈｚの周波数で、電極の両端に交流電位を加えるように構成された電力源を備え、または該電力源に接続可能である。周波数は、１ｋＨｚより高く５ｋＨｚ未満であることが好ましく、２ｋＨｚ未満であることがより好ましい。１００Ｈｚより低い周波数では、ｐＣＯ_２決定の感度は電気分極のために低くなり、さらに、機器の応答時間は過度に遅くなり、一方、１０ｋＨｚより高い周波数では、感度は、センサのキャパシタンスの低インピーダンスのために再び低下する。

電力源は、ＡＣ電力源、または代替として発振器と関連付けられたＤＣ源、すなわち両者の組合せにより構成されるＡＣ電力源、とすることが可能である。

電源は、電極において液体を通る最大電流密度が５０Ａ／ｍ^２を超えない、好ましくは３０Ａ／ｍ^２を超えない、より好ましくは２０Ａ／ｍ^２を超えない、特に１０Ａ／ｍ^２を超えない、最も好ましくは約１Ａ／ｍ^２以下であるようなものであることが好ましい。２０Ａ／ｍ^２以上のより大きい電流密度の値は、１〜１０ｋＨｚなどのより高い周波数においてのみ使用されるべきである。最も小さい最大電流密度は、検出限界によって決定されるが、１０^−８Ａ／ｍ^２までの値が使用可能である。最も小さい最大電流密度は、一般的には少なくとも０．１μＡ／ｍ^２である。

そのような電流密度および電圧周波数において動作し、構造が適切であることによって、センサは、電極の電気分極の結果として生じる精度のあらゆる著しい損失を有さずに、ＣＯ_２が中に泳動する液体のコンダクタンス／抵抗を決定することができる。

特に高い精度のために、電極の両端の電位または電流（したがって電極間の液体の抵抗またはコンダクタンス）は、電圧生成装置または電力源と同じ周波数に設定されたロックイン増幅器を使用して決定される。

さらに、１００Ｈｚ未満、好ましくは１５０Ｈｚ未満の周波数を有する電流を遮蔽するために、高域通過フィルタを検出器に組み込むことが好ましい。フィルタは、キャパシタおよび抵抗など、受動フィルタであることが好ましい。

電力源および検出器回路は、所望であれば、本発明のセンサにおいて含むことが可能である。この場合、センサがワイヤレスであることが望ましい場合、例えばＲＦ送信器である送信器など、信号を遠隔的に検出することを可能にする手段も備えることが好ましい。このようにして、センサは、危険な状態の患者などに埋め込むことが可能である。

患者の皮膚などを介して患者に電気的に接続された更なる電極を設けることも可能である。この更なる電極からの信号は、患者からの電磁雑音を補償するために、センサからの信号で処理するようにしてもよい。

電気分極の影響は、膜の面から離れて設けられたくぼみに電極を設置することによって、または粗い表面もしくは織物表面などの平滑ではない電極面を使用することによって等、液体と接触している電極の表面積を増大させることによってかなり低減する。したがって、一般的には、電極表面積と液体接触との可能な限り大きな比、および膜との可能な限り大きな接触面積にわたる可能な限り浅い液体の深さを有することが望ましい。このようにして、応答時間は短縮され、電気分極は低減され、より低い周波数を使用することが可能であり、漂遊キャパシタンスの影響はかなり低減される。

電極における抵抗に対する電気抵抗の増大は、電極間の経路の一部について液体の深さを減少させたり、各電極と液体との間に比較的大きな接触面積を確保する等により、液体が膜と接触するゾーンにおいて電極間の液体を通る電気経路の断面積を制限することによって達成することが可能である。

膜における、および電極間における液体の抵抗は、電極間において膜を通過する液体チャネルを画成する構造要素を使用することによって増大させることができる。例えば、そのようなチャネルがエッチングなどによって形成される絶縁室壁部分を横断するように、またはそれに隣接するように膜を配置することによって増大させることができる。同様に、多孔性スペーサを、液体の深さを規定するために、膜と室壁との間に配置することが可能である。

実際、そのようなスペーサは、使用時に経験される圧力条件下において、測定されたコンダクタンスが圧力と共に変化するように、膜が十分に柔軟であり、膜より下の液体深度が十分に小さい場合に、使用することが重要である。

好ましい構成では、センサは、
縦軸を有するセンサ本体と、
センサ本体の縦軸を横断する方向において間隔をおいて位置する少なくとも２つの電極と、
センサ本体の軸から外方に延び、隣接支持部材間において、電極間の流体経路を提供する少なくとも１つの液体チャネルを画成する複数の支持部材と、
支持部材によって支持され、かつ液体チャネルの外壁を提供する気体透過性膜とを備える。

この構成は、臓器に挿入されるのに適している縦方向の幾何学的形状を有するコンパクトな構成のセンサを提供する。さらに、支持部材は、物理的支持を膜に提供し、ならびに、精確な測定を可能にする小さい断面積の液体チャネルを画成することができる。

上述された電気分極の影響を低減するために、電極は、液体チャネルより大きい断面積を有するセンサ本体の凹みに配置することが可能である。このようにして、電極の回りの電流密度は、液体についてより大きい容積によって低減される。

センサの電極は長手方向に延出していてもよく、例えば、センサ本体の長手軸に平行であってもよい。

同様に、液体チャネルは、センサ本体の縦軸に対して垂直など、横方向とすることが可能である。好ましい構成では、センサは、複数の液体チャネルを備える。例えば、センサは、少なくとも３つの液体チャネルを備えることが可能である。

支持部材は、センサ本体の縦軸を横断することが可能である。例えば、支持部材は、周方向においてセンサ本体の縦軸に垂直とすることが可能である。好ましい構成では、支持部材は、センサ本体の縦軸の回りに形成されたリングの形態にある。支持部材の断面は、任意の適切な形状とすることが可能である。具体的には、ほぼ３角形、特にのこぎり歯の断面を有する支持部材が、射出成形によって特に容易に形成されることが判明している。代替として、ほぼ矩形の断面が使用されることが可能である。支持部材は、例えば射出成形によって、センサ本体と一体的に形成することが可能である。センサは、少なくとも４つの支持部材を備えることが好ましい。

センサ本体および／またはセンサは、概して円筒とすることが可能である。膜は、センサ本体を囲むように構成することが可能である。

記述された幾何学的形状は、任意の適切なセンサに適用することが可能である。好ましい構成では、センサは、ｐＣＯ_２センサである。

センサが液体膜を適所に有して構築される場合、電極は、液体の抵抗が貯蔵と共に著しく変化しないように、不活性材料とする、または不活性材料でめっきすることが好ましい。適切な材料には、白金（特に黒色白金）、金、銀、アルミニウム、および炭素がある。金は、特に好ましい。一般的には、溶媒和イオンを生成しない不活性電極が好ましい。

膜は、ＣＯ_２に対して透過性であり、かつ液体、あらゆる電解質、および水の溶媒に対して本質的に非透過性である任意の材料とすることが可能である。テフロン（登録商標）などのポリテトラフルオロエチレン、シリコーンゴム、ポリシロキサン、ポリオレフィン、または他の絶縁ポリマー膜が、例えば０．５から２５０μｍの厚さにおいて使用されることが可能である。膜が厚くなると、一般にセンサの応答時間は遅くなる。しかし、膜が薄くなると、非一様性または穿孔もしくは他の損傷の危険性が高くなる。しかし、膜の厚さは、１から１００μｍ、好ましくは５０から１００μｍであることが好都合である。

本発明のセンサの室の壁は、プラスチックなど、任意の適切な材料とすることが可能である。材料は、放射線滅菌（例えば、ガンマ放射線を使用する）、または熱滅菌（例えば、高圧蒸気滅菌において使用される約１２１℃の温度を使用する）などの滅菌において通常使用される条件に耐えることができるべきであることが好ましい。熱滅菌の場合、液体は無菌であり、滅菌後にセンサに充填される。室の壁および膜は、自己支持壁およびより薄い気体透過膜を有するように機械加工された、テフロン（登録商標）などの同じ材料とすることが可能である。

本発明のセンサは、一般的に比較的安価であり、したがって従来の技術のセンサとは異なり、単一使用装置とすることが可能である。さらに、電極室は、難なく極度に小さくすることができる（小型化が克服し難いインピーダンスの問題を呈示するセンサを含む従来の技術のガラス電極とは異なる）。

この配置によって、人間を含む動物の組織に容易に挿入可能で、モニタ中に組織内に保持可能で、更に、モニタ終了時には容易に取外し可能なセンサ、特にｐＣＯ_２センサが提供される。

装置は、監視される組織に対して不適切な妨害を生じないように十分小さい。その結果、装置は２ｍｍ、好ましくは１ｍｍの最大直径とすることができる。

本発明によるセンサは、脳、心臓、肝臓、腎臓、腸管、または筋肉など、臓器、管路、または組織において、またはその表面上において、ｐＣＯ_２を測定するのに特に適したサイズおよび構成を有して容易に生成される。これは、特に興味深いが、その理由は、移植中および移植後、集中治療において、創傷に続いてなど、臓器、管路、または組織の機能を監視することが可能になり、したがって、虚血の早期検出が可能になるからである。

センサによって決定されるこの分圧は、定量値とすることが可能であり、または、ｐＣＯ_２がｐＣＯ_２の測定部位により変化する可能性がある値である虚血または非虚血を表す１つまたは複数の閾値より大きいまたは小さいという単なる表示とすることが可能である。

センサは、集中治療中、臓器または組織の移植手術を受けている、またはそれから回復している、不安定なアンギナを有すると診断されている、冠状動脈バイパス手術から回復している、外傷（例えば、骨格筋の）に苦しんでいる、あるいは血液量減少（例えば、虚脱）に苦しんでいる患者など、具体的には危険な状態の患者について、ｐＣＯ_２の単一測定に使用することが可能であり、より好ましくは、連続監視または反復監視に使用することが可能である。

装置は、それぞれの生理学的パラメータについての複数のセンサを備えることが可能である。例えば、装置は、複数のセンサを並べることができる。そのようなセンサは、二酸化炭素の分圧、酸素の分圧、温度、ｐＨ、またはグルコースの濃度などの１つまたは複数を測定するものとすることができる。本発明の好ましい実施形態では、装置は温度センサおよびｐＣＯ_２センサを備える。

ここで、本発明の実施形態について、添付の図面を参照して、例としてのみ記述する。

本発明によれば、ｐＣＯ_２感知システムは、図１に示されるように、使い捨て可能なセンサユニット１、表面回路ユニット２、およびモニタユニット３を備える。

使い捨て可能なセンサユニット１は、パッケージされ、滅菌されて届けられる。これは、１ミリメートル未満の直径を有する膜保護導電率測定センサ４と、センサユニットに統合されている温度プローブ５とからなる。ワイヤ６が、コネクタによって、センサ４およびプローブ５を表面回路ユニット２に電気的に接続する。代替として、無線接続が、センサユニット１と表面回路ユニット２との間に提供されることが可能である。

表面回路ユニット２は、センサユニット１に信号を送信し、またセンサユニット１から信号を受信する。表面回路ユニット２は、患者の皮膚の上に配置され、信号処理を実施し、調整信号をモニタユニット５に送信する。

モニタユニット３は、ＰＣＭＣＩＡ入力／出力カード８を有する携帯式パーソナルコンピュータ７、およびラボビューソフトウェア（ナショナルインスツルメンツコーポレーション（Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ［テキサス州オースチン在］）から入手可能）に基づく。

ｐＣＯ_２センサ４は、図２に示される測定原理に従って、流体のＣＯ_２のレベル（分圧）（ｐＣＯ_２）を測定するために使用される。測定室は、２つの小さい空洞９からなり、１つの電極１０がそれぞれに配置される。２つの空洞９は、非透膜１２、すなわちＣＯ_２をセンサ４の容積内外に輸送することのみを可能にする膜によって封入された１つまたは複数の通路１１によって接続される。全容積が、脱イオン水と５％プロピレングリコールで充填される。水の導電率は、ｐＣＯ_２に依拠し、容積の電極１０間の導電率を測定することによって、ｐＣＯ_２に関する情報を取り出すことができる。

図３から５に示されるように、センサユニット１は、射出成形プラスチック支持体２３を備え、これは、ほぼ円筒であり、非透膜１２によって囲まれる。支持体２３は、遠位端部の円錐先端２４、および先端２４から近位に延びる本体部分２５を有する。本体部分２５の上に、接着によって、２つの金の電極１０が取り付けられる。電極１０は、本体部分２５の両側に沿って縦方向に延び、本体部分２５のそれぞれの凹みによって受けられる。

先端２４と本体部分２５との間に、摩擦ばめによって膜１２を固定するためのフラストコニカル突出部２６が提供される。対応する突出部２６が、本体部分２５の近位端部において提供される。膜１２は、支持体２３に接着することが可能であるが、膜１２および電極１０を固定するために使用される接着剤は、支持体２３の本体部分２５と膜１２との間に形成される水充填室にイオンを放出しないように選択されることが重要である。さらに、支持体２３の封止面は、イオンが中に放出されることが可能である水フィルムの形成を回避するために、選択的に疎水性とすることが可能である。

膜１２は、必要であれば、クリンプ接続および柔軟ガスケットによって支持体２３に固定することも可能である。具体的には膜１２がシリコーンゴムで形成される場合、膜１２は、ガスケットとして作用することが可能である。熱収縮スリーブが、クリンプ接続を形成するために使用されることが可能である。代替として、金属クリンプリングが、封止突出部２６の位置に対応する位置において使用されることが可能である。

支持体２３の本体部分２５は、複数のリブ２７を備え、これは、容易に成形されるようにのこぎり歯の輪郭を有して形成される。リブ２８は、機械的支持体を膜１２に提供し、また、センサ４が有効に機能するために必要な流体通路１１を画定する。各電極１０とリブ２７間に形成される流体通路との間に、電極１０が配置される凹みによってリザーバ９が形成される。リザーバ９は、電気分極の影響を低減するために、電極１０の回りに比較的低い電流密度の領域を提供する。

製造中、膜１２は、支持体２３の上に固定され、一方、脱イオン水とプロピレングリコール溶液に浸漬され、それにより、膜１２、電極１０、およびリブ２７によって境界を画定される室は、液体で完全に充填される。このようにして、この室は、図２に概略的に示されるように、ｐＣＯ_２センサを形成する。

センサ１は、２つ以上の感知室を含むことが可能である。例えば、壁によって分離された２つの平行な電極１０が、支持体２３の両側に提供されることが可能である。それにより、感知室が、支持体２３の上のリブ２７間の流体通路１１を介して、支持体２３の一方の側の１つの電極１０と支持体２３の他の側の電極１０の１つとの間に形成される。対応する感知室が、残りの電極１０と支持体１１の底面の流体通路１１との間に提供される。センサからの電気信号が、両方の室の導電性を反映するように、これらの室のそれぞれからの電極１０が、他の室からの対応する電極に電気的に接続されることが可能である。

支持体２３の近位端部に、熱電対の形態の温度センサ５が埋め込まれる。温度センサ５は、ｐＣＯ_２を補正計算し、かつ、医療診断のための情報を伝える測定された組織の温度をモニタ３に表示するために使用される。温度センサ５は、３３〜４２℃の最小測定範囲および＋／−０．２℃の最低精度を有する。

リボンケーブル６が、電極１０および温度センサ５に電気的かつ機械的に接続される。電極１０は、リボンケーブル６の導体の延長部として形成される。代替として、電極は、支持体２３の上にめっきすることによって形成することが可能である。ケーブル６と支持体２３への接続とが十分の強い場合、ケーブル６は、センサユニット１をその使用位置から引くために使用することができる。代替として、ケブラー線が、強い外部機械接続を提供するために、リボンケーブル６と統合されるなどして提供されることが可能である。

膜１２は、ケーブル６の回りにカテーテルを形成するために、ケーブル６と共に支持体２３から近位に延びることが可能である。代替として、別のカテーテル２８が提供されることが可能である。この場合、カテーテル２８は、電極１０および膜１２の近位において支持体２３に結合される。

統合センサ４を有するカテーテルの先端は、最高で２週間の期間、虚血を監視するために、外科的手続き中に臓器組織の中０．５〜４ｃｍに配置される。センサは、整形手術および再建手術において、また肝臓、腎臓、心筋、脳、および腸などの臓器において使用することが可能である。挿入器具（図示せず）が、センサ４を配置するために使用されることが可能であり、センサの先端を適所に維持するために固定補助が存在する。

センサユニット１は、１ｍｍの最大直径を有し、カテーテルの先端からセンサ要素までの最大距離は、２ｍｍである。センサ４は、２〜２５ｋＰａの最小ｐＣＯ_２測定範囲を有し、検出可能なｐＣＯ_２の最小差は０．２ｋＰａである。センサ４の最大応答は、２０秒である。流体室の任意の領域における最大可能測定電流は、ｊ＜１ｍＡ／ｃｍ^２であり、一方、測定入力電圧が５０ｍＶ ＲＭＳを超えないようなものである。

電極１０は金めっきされ、全面積は約０．３ｍｍ^２である。測定周波数ｆ_ｍｅａｓは、１００Ｈｚより高くあるべきである。より低い周波数では、測定室の分極の影響が測定を左右する。１０ｋＨｚより高い周波数では、低インピーダンスのキャパシタンスが、重要事項になる。測定抵抗Ｒ＿_{ｍｅａｓｕｒｅ}は、５００ｋＯｈｍから７ＭＯｈｍの範囲にある。

センサ４は、５ｃｍと１メートルとの間の長さを有するリボンケーブル６によって、患者の皮膚の上に配置された電子表面ユニット２に電気的に接続される。ケーブル／カテーテルの最大直径は、１ｍｍであり、ケーブル／カテーテルの好ましい長さは、２５ｃｍである。ケーブル／カテーテルは、付近の組織および臓器を過度に妨害しないように、柔らかく柔軟である。ケーブル／カテーテルおよびその接続も、正常な使用および「異常」な使用の両方によって生じることがある強い引っ張り力に耐えるように十分に頑強である。

滅菌、貯蔵、および輸送中、センサユニット１は、センサリザーバからの水の正味の損失が実質的にないことを保証するために、脱イオン化され、かつ無菌でエンドトキシンのない水によって覆われる。

図１および２に示されるように、電子表面ユニット２は、正弦波生成装置１３を備え、これは、少なくとも５ボルトの電圧および５０ｍＶの電流供給を提供し、電池１４によって給電される。フィルタ１５が、ロックイン増幅器１６の入力をフィルタにかける、または平均するために提供される。電流の消費を低減する受動フィルタを使用することができる。前置増幅器１７が、電解質の影響を低減するために、信号からＤＣ電流を除去するように、サーボ機構と組み合わされる。サーボ構成によれば、前置増幅器の出力は、低域通過フィルタを介して入力に再び供給される。したがって、出力のＤＣ構成要素のみが再び供給され、ｐＣＯ_２センサにより引き出されたあらゆるＤＣ電流を消去する。このようにして、電極を劣化させるＤＣ電流がｐＣＯ_２センサを流れないことが保証される。このステージにおいて使用される演算増幅器は、最小電流を消費し、大きなＣＭＭＲ値を有する。同時に、偏向電流は最小である。ロックイン増幅器１６が、センサ４からのＡＣ信号を増幅する。これは、１ｋＨｚより小さい周波数における信号検出のために、少なくとも１％の精度を有する演算増幅器で、またはＩＣパッケージを使用して、構築することが可能である。光カプラまたはコイルカプラなどの直流電気分割１９が、モニタユニット３および関連するケーブル１８からの雑音伝達を防止するために提供される。光カプラが、雑音信号比のために通常用いられる。温度信号増幅および調節ユニット２０が、温度センサ５からの信号を増幅するために提供される。電子ユニット２は、充電可能で交換可能な標準的なタイプの電池１４によって給電される。電池の容量は、１４日の連続監視に十分である。表面ユニット２は、オン／オフインジケータＬＥＤ２１および電池状況インジケータ（図示せず）をも備える。表面ユニット２とモニタ３との通信は、遮蔽ケーブル１８によるアナログである。しかし、表面ユニット２は、表面ユニット２とモニタ３との間の通信が、デジタルワイヤ伝送またはデジタル無線伝送によるなど、デジタル方式とすることが可能であるように、アナログデジタル変換器を含むことが可能である。ケーブル１８は、少なくとも４ｍの長さで軽量かつ柔軟である。

図１および２に示されるように、ＡＣ電流が、正弦波生成装置１３によって生成され、ｐＣＯ_２センサ電極１０のうちの１つおよびロックイン増幅器１６に供給される。他のｐＣＯ_２電極１０からの高域通過信号は、フィルタ１５を経て低雑音増幅器１７に進み、低雑音増幅器１７からロックイン増幅器１６に進み、そこで、正弦波生成装置１３によって生成される基準信号と比較される。信号の位相のずれている成分、すなわち望ましくない成分は拒否され、信号の残りの部分は増幅される。増幅された信号は、ｐＣＯ_２（またはコンダクタンス）に比例し、記録またはさらなる操作のためにモニタ３に渡される。

表面ユニット２はまた、患者の皮膚に電気的に接続される基準電極（図示せず）に電気的に接続される。基準電極からの信号は、患者によって生成される電磁雑音の影響について、センサユニット１からの信号を補償するために使用することができる。

単一表面ユニット２は、いくつかのセンサユニット１からの信号を受信して、多重化出力をモニタユニット３に提供することが可能である。

モニタユニット３は、ＣＤ ＲＷおよびＩＲポートを含む携帯式ＰＣ７、ならびに少なくとも４つの異なる表面ユニット２から同時に信号を収集することができるＰＣＭＣＩＡ Ｉ／Ｏカード８を備える。ＰＣＭＣＩＡカード８は、統合された非直流電気結合を有することが可能である。モニタユニット３の電源２２は、１１０Ｖおよび２３０Ｖの両方で動作する医療用に承認されたタイプである。

モニタユニット３のソフトウェア機能は、ラボビューにおいて実施することが可能であり、これは、ナショナルインスツルメンツ［テキサス州オースチン在］から入手可能であり、最高で４つの異なる表面ユニットに同時に対処することができる。ソフトウェアは、３つの較正点および２次較正機能を有するセンサの較正機構を提供する。ソフトウェアは、あらゆる他の数の較正点および較正機能のタイプを支援するように修正することができる。ソフトウェアは、確定された時間間隔にわたってセンサ４からの信号を滑らかにする機構をも有する。測定値についての少なくとも２つの警告レベルおよび勾配についての２つの警告レベルを有することが可能である。測定値の勾配は、個々の確定された時間間隔について計算される。警告は、可視および可聴の両方である。他の警告を活動させながら、１つの警告表示を停止することが可能である。モニタ３は、すべての測定値、パラメータ設定、およびセッションにわたる警告をログすることができる。３０秒のログ間隔で、少なくとも１０の２週間セッションの記憶容量がハードディスクに存在するはずである。セッションログは、マイクロソフトエクセルによって可読であるフォーマットで書込み可能ＣＤに保存することができる。

まとめると、ｐＣＯ_２測定用の生理学的感知装置は、二酸化炭素が透過可能な膜によって少なくとも一部を画成された閉鎖室を備える。この室内には、少なくとも二つの電極が備えられる。この室には、電極及び膜に接触する液体であって電解質を実質的に含有しない液体が収容される。この液体は、用いる際における膜を介する浸透圧勾配によって生じる水の透過を防止するために、非−イオン性賦形剤を含有する。

本発明のセンサを組み込む完全感知システムの概略図である。 図１のシステムのセンサについて測定原理を示す概略図である。 本発明によるセンサの部分破断図である。 図３の線Ａ−Ａに沿った断面図である。 図４の円によって示される詳細の拡大図である。 膜が除去されている図３のセンサの図である。

Claims (2)

1. ｐＣＯ_２測定用の生理学的感知装置であって、
   二酸化炭素が透過可能な膜によって少なくとも一部を画成された閉鎖室と、当該閉鎖室内の少なくとも二つの電極とを備え、
   前記閉鎖室が、前記電極及び膜に接触する液体であって電解質を実質的に含有しない液体を収容し、当該液体が非−イオン性賦形剤を含有する装置。
2. 前記非−イオン性賦形剤がプロピレングリコールである、請求項１に記載の生理学的感知装置。

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